TEMA 12 ELECTROCARDIOGRAFÍA

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1 TEMA 12 ELECTROCARDIOGRAFÍA 12-1 OBJETIVOS PREGUNTAS DE AUTOEVALUACIÓN EL CORAZÓN COMO UNA FUENTE DE POTENCIAL FORMA DE ONDA ECG EL SISTEMA ESTÁNDAR DE DERIVACIONES OTRAS SEÑALES DEL ECG. ECG Interdigital ECG Esofágico ECG en Asiento de Baño EL PREAMPLIFICADOR ECG. Circuito básico de amplificador ECG, Tratando con el corrimiento del potencial de electrodo. Protección contra desfibrilación. Fallas por desfibrilación. Filtrado por Unidades de Electrocirugía. Sistemas de monitoreo fisiológico multicanal. Red Wilson. Digitalización en alta resolución DISPOSITIVOS DE DESPLEGADO DE ECG ECG EN PRUEBA DE ESFUERZO CABLES ECG AL PACIENTE MANTENIMIENTO A ELECTROCARDIÓGRAFOS CUESTIONARIO. 1 de 45

2 TEMA 12 ELECTROCARDIOGRAFÍA 12-1 OBJETIVOS. 1. Ser capaz de describir los fundamentos de registro ECG. 2. Conocer el sistema estándar de derivaciones en un registro ECG. 3. Ser capaz de describir las diferentes técnicas de cancelación del corrimiento del potencial de electrodo. 4. Conocer las técnicas de protección de electrocardiógrafos ante la presencia de la descarga de un desfibrilador. 5.- Ser capaz de describir las técnicas de atenuación de ruido producido por equipos de electrocirugía (ESU). 6. Ser capaz de listar el procedimiento básico de mantenimiento en electrocardiógrafos, así como algunas de las anomalías más frecuentes PREGUNTAS DE AUTOEVALUACIÓN. Estas preguntas prueban su conocimiento previo del material en este capítulo. Busque las respuestas a medida que lea el texto. 1. Que es el triángulo de Eindhoven y que derivaciones se conectan en él? 2. Para que se aplica una señal en la pierna derecha (RL) durante el registro de un ECG? 3. Cuál es el ancho de banda de un amplificador ECG de calidad diagnóstica y en monitoreo? 4. Cuáles son las 4 técnicas de reducción de interferencia de 60 Hz en electrocardiógrafos durante un registro ECG? 5.- Qué es la red de Wilson y para que se utiliza? 6. Hasta que nivel de voltaje se aplica a un paciente durante un procedimiento de desfibrilación? 7. Cuál es la causa más común de falla de los electrocardiógrafos? 2 de 45

3 12-3 EL CORAZÓN COMO UNA FUENTE DE POTENCIAL. El corazón es un músculo constituido en tal forma que opera como una bomba para la sangre. En un tema anterior aprendimos que el corazón se contrae (es decir, bombea) debido a la presencia de un estímulo eléctrico en el sistema de electroconducción. El corazón bombea sangre cuando se contraen las células del músculo que forman sus paredes, generando su potencial de acción. Este potencial produce corrientes eléctricas que se esparcen, desde el corazón, a través del cuerpo. Estas corrientes eléctricas hacen que se produzcan diferencias en el potencial eléctrico entre diferentes partes del cuerpo y estas diferencias de potencial pueden ser detectadas y registradas por electrodos de superficie conectados a la piel. La forma de onda producida por estos biopotenciales es llamada electrocardiograma (ECG), eso es, un registro (gráfico) de la forma de onda del potencial eléctrico cardiaco FORMA DE ONDA DEL ECG. La figura 13-1 muestra una típica forma de onda del ECG. Esta forma de ondas particular es típica de una medición hecha del brazo derecho al brazo izquierdo. La figura 13-1a presenta los diferentes intervalos de tiempo que generalmente, en el análisis de la forma de onda, miden los médicos; en tanto que en la figura 13-1b se muestran las relaciones de amplitud del voltaje en relación a un pulso de calibración de 1 mv. Figura 12-1 Mediciones de amplitud y tiempo en el ECG. (a) Mediciones en tiempo (b) Mediciones en amplitud El registro de las amplitudes de bajo nivel del ECG presenta numerosos problemas de tipo técnico, los cuales, así como sus posibles soluciones, se mostrarán durante la presentación de este tema. 3 de 45

4 12-5 EL SISTEMA ESTÁNDAR DE DERIVACIONES. En el registro estándar del ECG hay cinco electrodos conectados al paciente: brazo derecho (RA), brazo izquierdo (LA), pierna izquierda (LL), pierna derecha (RL) y pecho (CH). Estos electrodos se conectan a la entrada de un amplificador diferencial mediante un selector de terminales. El registro obtenido a través de diferentes pares de electrodos arroja como resultado diferentes formas y amplitudes de onda, las cuales son llamadas derivaciones. Cada derivación transmite cierta cantidad de información única que no está disponible en otra. La figura 12-2 muestra los ejes eléctricos del corazón, los cuales son examinados mediante las seis derivaciones: I, II, III, avr, avf y avl. I Figura 12-2 Ejes del corazón. Así, el médico es capaz de diagnosticar el tipo y sitio de una enfermedad cardiaca examinando estas derivaciones, debido a que os cambios en las formas de onda tienen correlación con la enfermedad o de su evolución pasada. La figura 12-3a muestra las conexiones eléctricas para las 12 derivaciones estándar. El electrocardiógrafo utiliza la pierna derecha del paciente como electrodo común y el selector (no mostrado por simplicidad) conecta el correspondiente par de electrodos de las extremidades o del pecho a la entrada del amplificador diferencial. Las derivaciones bipolares de las extremidades, las cuales han sido designadas como derivación I, derivación II y derivación III, forman lo que es llamado triángulo de Einthoven (figura 12-3b). 1. Derivación I: LA es conectada a la entrada no inversora del amplificador, en tanto que RA es conectada a la entrada inversora. 2. Derivación II: LL es conectada a la entrada no inversora del amplificador, en tanto que RA es conectada a la entrada inversora (LA es cortocircuitada con RL). Figura 12-3b Triángulo de Einthoven. 4 de 45

5 3. Derivación III: LL es conectada a la entrada no inversora del amplificador, en tanto que LA es conectada a la entrada inversora (RA es cortocircuitada a RL). Figura 12-3a Sistema estándar de derivaciones. 5 de 45

6 Las derivaciones unipolares de las extremidades, también conocidas como las derivaciones aumentadas de las extremidades, examinan el potencial compuesto de las tres extremidades simultáneamente. En estas tres derivaciones aumentadas, las señales de dos extremidades son sumadas en una red de resistencias y aplicadas a la entrada inversora del amplificador, en tanto que la señal del electrodo del extremo restante es aplicada a la entrada no inversora. 1. Derivación avr: RA es conectada a la entrada no inversora, en tanto que LA y LL son sumadas en la entrada inversora. 2. Derivación avl: LA es conectado a la entrada no inversora, en tanto que RA y LL son sumadas en la entrada inversora. 3. Derivación avf: LL es conectado a la entrada no inversora, en tanto que RA y LA son sumadas en la entrada inversora. Las derivaciones unipolares del pecho (V 1 a V 6 ) se obtienen a partir de electrodos colocados en ubicaciones especificas del pecho y aplicando su señal a la entrada no inversora del amplificador, en tanto que las señales de RA, LA y LL se suman en una red de resistencias Wilson y se conectan a la entrada inversora del amplificador (llamado electrodo indiferente). La figura 12-4 muestra las formas de onda de un solo paciente tomadas en 12 derivaciones diferentes. El pulso cuadrado de 1 mv mostrado en algunas de ellas es la señal de calibración suministrada por el electrocardiógrafo. Note las diferencias en forma y en amplitud de las señales del ECG en diferentes derivaciones. Figura 12-4 Formas de onda típicas en diferentes derivaciones del ECG. 6 de 45

7 12-6 OTRAS SEÑALES DE ECG. Además de las señales convencionales de ECG ya vistas, en algunas ocasiones se adquieren otras señales específicas de ECG y aún cuando su uso es muy poco frecuente, el ingeniero biomédico o clínico debe estar enterado de ellas. ECG Interdigital. Esta señal se toma entre dos dedos. El ECG interdigital se utiliza principalmente para monitoreo de pacientes en casa (especialmente con implante de marcapaso, donde una reducción del ritmo del corazón antecede a la falla de la batería). Una técnica común es utilizar el índice de cada mano como la fuente de señal. ECG Esofágico. En este tipo de registro de ECG, un electrodo es colocado en el esófago en una posición muy cercana al corazón. Para adquirir la señal eléctrica se utiliza un catéter especial de ECG que contiene en su extremo un electrodo en forma de píldora (electrodo bipolar externo) o un tubo nasogástrico especial equipado con un electrodo. La aplicación principal del ECG esofágico es el examen de la actividad atrial del corazón, en cuyo caso, para fijar la posición del electrodo se utilizan las amplitudes relativas de las ondas P y R. ECG en Asiento de Baño. Este tipo de grabación utiliza dos electrodos colocados a ambos lados de un asiento de baño. La señal adquirida a menudo esta conectada a una computadora en donde esta activado un software para detección de arritmias. Su propósito es detectar arritmias cardiacas que ocurren a veces cuando el paciente se esfuerza al defecar. 7 de 45

8 12-7 EL PREAMPLIFICADOR ECG. Un preamplificador ECG es un amplificador bioeléctrico diferencial. Su circuito de entrada consiste de: (a) Una entrada diferencial de alta-impedancia del amplificador bioeléctrico, (b) un selector de derivaciones, (c) una fuente de calibración de 1 mv, y (d) un circuito de protección del amplificador contra descargas de alto voltaje de un desfibrilador. El amplificador bioeléctrico pudiera ser cualquiera de los amplificadores de instrumentación vistos, aun cuando en todas las máquinas modernas, por seguridad del paciente, se utiliza un amplificador de aislamiento. Circuito básico de amplificador ECG, La figura 12-5 muestra el tipo más simple (limitado) de amplificador ECG. Un amplificador de ECG monolítico (en un solo chip) con amplificadores de voltaje de modo común para la pierna derecha y blindaje, muestra que un amplificador de instrumentación (IA) puede ser conectado directamente a una persona mediante electrodos de superficie. Figura 12-5 Amplificador ECG monolítico con amplificador de voltaje de modo común para la pierna derecha y el blindaje. Este particular amplificador de instrumentación cuenta con 3 op amps: A la salida de los amplificadores internos de entrada (denotada como Vg) pueden conectarse 2 resistencias de 2.8 kω y obtener de su punto central el voltaje de modo común (CMV). El CMV en el caso de ECG tiene dos componentes: (1) el potencial de CD de corrimiento de electrodo y (2) interferencia electromagnética inducida de 50 o 60Hz. La interferencia Hum es causada por campos magnéticos y eléctricos de las líneas de alimentación y transformadores que cruzan las líneas de los electrodos ECG y paciente. Las corrientes Hum fluyen por los cables de señal, común y tierra y se producen por acoplamiento capacitivo entre líneas y equipos con voltaje y el sistema de medición. Este tipo del ruido parece estar siempre presente y la batalla para deshacerse de él parece nunca terminar. Afortunadamente modernas técnicas de reducción de ruido tienen éxito minimizando el Hum en el registro de ECG. 8 de 45

9 El circuito de la figura 12-5 opera en la siguiente forma: Primero, el rechazo al modo común (CMR) del IA es muy alto y cancela algo del ruido. La salida del IA en es una señal ECG que tiene muy reducido el ruido de 60Hz. Cómo lo hace? La naturaleza de amplificador diferencial del IA lo quita o atenúa. El ruido se presenta como un voltaje de modo común en ambas entradas del IA, así, el IA resta los voltajes iguales de ruido para hasta casi reducirlos a cero en tanto que amplifica la diferencia en las señales (no iguales) presente en sus entradas. Las señales ECG del brazo izquierdo y del brazo derecho son diferentes porque provienen de diferentes puntos en el cuerpo. Que tan pequeño será el ruido a la salida del amplificador dependerá de que tan alto sea el CMR del IA. La otra técnica de reducción de ruido es la aplicación del voltaje de modo común invertido en la pierna derecha. En la figura 12-5 el CMV es invertido y el voltaje resultante es aplicado a la pierna derecha del paciente. Realmente se aplica una corriente de pocos microamperes al paciente, lo que es bastante seguro, pues los estándares UL544 y VDE0884 especifican un límite máximo de 10 µa para prevenir una peligrosa descarga (shock) al corazón. Por qué se aplica al paciente un voltaje de ruido? Para reducir el ruido de 50 o 60 Hz. Este circuito opera como un lazo de retroalimentación (paciente y electrónica) para reducir a un nivel bajo el ruido de CM. Como el voltaje aplicado a la pierna derecha es la inversión del CMV (fase opuesta), el voltaje en la pierna derecha va en sentido opuesto al CMV en las otras terminales del paciente. En tanto que el ruido de 60 Hz en los brazos izquierdo y derecho pudiera ser más grande con respecto a la pierna derecha, el ruido de 60 Hz en las terminales de entrada al IA con respecto al común del IA será menor. Así, el IA no tiene que atenuar tanto ruido de 60 Hz y así puede reducir aún más el ruido a su salida. El circuito de retroalimentación al aplicar el voltaje CMV invertido a la pierna de derecha puede producir oscilaciones si el desfasamiento producido en el cuerpo del paciente hace que se ponga en fase con la señal enviada al preamplificador. Así, si se tienen oscilaciones de alta frecuencia en la señal ECG de salida, el problema pudiera ser retroalimentación positiva. Generalmente del IA de la figura 12-5 seguirá un amplificador de aislamiento (iso-amp). El rechazo al modo aislado (IMR) del iso-amp reduce adicionalmente el ruido al introducir una impedancia de Ω y 9pF entre el paciente y tierra. El aislamiento atenúa el ruido común (digamos, 1V p-p a 60Hz) que se está mezclando con la señal diferencial ECG de bajo nivel (digamos, 1mV p-p ). Realmente, cuatro acciones reducen la interferencia de 60Hz dramáticamente: (a) Aplicar el CMV invertido a la pierna derecha, (b) El CMR del IA, (c) aplicar el CMV al blindaje y (d) El IMR del iso-amp. Adicionalmente, se pudiera lograr otra etapa de atenuación de ruido mediante un filtro paso-bajo y/o un filtro de rechazo de banda de 60Hz. 9 de 45

10 El circuito de la figura 12-5 presenta acoplamiento para CD y alta ganancia (1000 V/V), y solo trabaja bien cuando el corrimiento (offset) del potencial de electrodo es (<10 mv, para evitar saturación en la salida del IA). Un circuito de restauración de CD permitiría tolerar corrimientos mucho mayores. La respuesta a la frecuencia (estándar de -3 db) para registro ECG grado diagnóstico es de 0.05 a 100 Hz, en tanto que para equipos de monitoreo es de 0.5 a 45 Hz. Los preamplificadores ECG deben tener acoplamiento para CA, de tal forma que se eliminen los artefactos producidos por el corrimiento del potencial de electrodo. Así, la respuesta a bajas frecuencias del amplificador no se debe extender hasta CD y como la forma de onda del ECG tiene componentes de muy bajas frecuencias, su respuesta deberá ser muy cercana a CD (0.05 Hz). Tratando con el corrimiento del potencial de electrodo. La figura 12-6 muestra cómo resolver el problema de corrimiento del potencial de electrodo, el cual puede llegar a ser tan grande como 300 mv (y hasta +/- 500 mv) de acuerdo con la Asociación para el Avance de la Instrumentación Médica (AAMI). 1 Figura 12-6 Amplificador ECG con Restauración de CD. Si la ganancia es alta en la primera etapa de amplificación, digamos de 500 a 1000 V/V, la salida de estos amplificadores se saturaría y serían incapaces de amplificar la señal ECG. 10 de 45

11 Para resolver este problema se hacen tres cosas: TEMA 12 ELECTROCARDIOGRAFÍA rev 2 Primero, se asigna una ganancia baja a los amplificadores de entrada (A 1 y A 2 ), como 10 V/V. Así, incluso si el corrimiento del potencial de electrodo fuera 0.5V, la salida de los amplificadores de entrada sería 5V, dejando margen para amplificar la señal ECG (hasta valores cercanos al de los voltajes +/- polarización del amplificador). Segundo, la siguiente etapa (A 3 ) es un amplificador diferencial de ganancia unitaria, por lo que sigue sin presentarse el problema de saturación. Y tercero, se tiene un amplificador con restauración de CD, el cual tiene un arreglo en retroalimentación que cancela el corrimiento de CD. El cual opera en la siguiente forma: Asuma que el corrimiento del potencial de electrodo del brazo izquierdo es de mv CD (aun cuando pudieran ser negativos) y que el corrimiento del potencial de electrodo del brazo derecho es 0 VCD; esto resultaría en un voltaje diferencial de entrada de 300 mv. Bajo estas condiciones la salida de A3 sería de + 3 VCD (recuerde que la ganancia hasta esta etapa es de 10). Ahora, la salida de A 4 trataría de irse a VCD debido a que A 4 tiene una ganancia de 50. Sin embargo, el voltaje no crecería tanto debido a que tan pronto se hace positivo, el integrador en retroalimentación, A 5, aplica un voltaje negativo a A 3 a través de punto de referencia (lado derecho de resistencia de 25 kω). La ganancia de este punto, con respecto a la salida de A 3, es unitaria, por lo que el corrimiento de voltaje de + 3 VCD que llega a A 3 es cancelado por un voltaje negativo aplicado por el circuito integrador en retroalimentación. Esto reduce el corrimiento a la salida de A 3 y en esta forma el corrimiento a la salida de A 4. Al reducirse el corrimiento a la salida de A 4 se reduce el voltaje aplicado a la entrada del integrador y así su pendiente de corrección. Cuando el corrimiento a la salida de A 4 es cero, la salida del integrador deja de crecer negativamente y mantiene su valor, que en este caso de ejemplo sería de 3 VCD. Esta retroalimentación negativa se presenta durante 10 constantes de tiempo RC y elimina aún el pequeño corrimiento (offset) de A 4. Como el circuito amplificador A 4 con el integrador en retroalimentación es un filtro paso alto, responde solo a señales de CA arriba de su frecuencia de corte, por lo que se puede ajustar R y C para 0.05 Hz en ECG de calidad diagnóstica, 0.5 Hz para monitoreo y 2 Hz para restauración rápida de corrimiento. El resultado del circuito de restauración de CD es la conversión del amplificador original con acoplamiento para CD en un amplificador con acoplamiento para CA, tal como si se hubiera colocado un capacitor en la trayectoria de señal. Todas las frecuencias debajo de la frecuencia de corte son eliminadas en cualquier caso, pero con el integrador en retroalimentación, la señal realmente no pasa por un capacitor. La ventaja del integrador es que es lineal y más fácilmente controlable que un circuito de acoplamiento pasivo RC. 11 de 45

12 Ya que se canceló el corrimiento de CD de voltaje de electrodo la salida del amplificador A 4 puede amplificar la señal ECG con una ganancia de 50 V/V sin el riesgo de saturarse, amplificando solamente las componentes de CA de la señal ECG. Si el nivel de señal del brazo izquierdo menos el brazo derecho fuera de 1 mv p-p, entonces la salida de A 3 sería de 10 mv p-p y la salida de A 4, la cual es la salida del amplificador ECG, sería de 0.5 V p-p. Las componentes significativas de alta frecuencia de la señal ECG se extienden hasta 100 Hz, pero pudieran presentar interferencia de señales producidas por el músculo esquelético, que también presenta componentes significativas en ese rango de frecuencias, lo cual produciría artefactos somáticos en el registro ECG. Generalmente es fácil tener la cooperación del paciente durante pocos minutos cuando se requiere obtener un registro diagnóstico de ECG; el o la paciente permanecerá quieto reduciendo los artefactos musculares a un mínimo. Pero en monitoreo ECG de largo plazo el paciente pudiera no cooperar produciendo una substancial cantidad de artefactos somáticos en la señal ECG. Debido a esto, los equipos e instrumentos utilizados en este tipo de monitoreo tienen una respuesta a la frecuencia que se extiende solo de 30 a 50 Hz. Esta limitación de respuesta a la frecuencia distorsiona la forma de onda (al eliminar componentes harmónicas de alta frecuencia), por lo que no es de calidad diagnóstica, pero es suficiente para permitir la detección de arritmias donde es necesario un monitoreo continuo. El selector de derivaciones permite al operador del electrocardiógrafo seleccionar la forma de onda que se desea registrar. Este dispositivo será un selector rotatorio o de botones en equipos con selección manual ó interruptores electrónicos CMOS ó JFET en equipos automáticos. Algunos monitores no tienen selector de derivaciones y en esos casos se conecta al paciente sólo el común y dos electrodos en las extremidades. En un amplificador ECG la ganancia debe estar estandarizada cuando se desea obtener un registro de forma de onda con propósito de diagnóstico, por lo que se provee un circuito de pulso de calibración de 1 mv. En los electrocardiógrafos y sistemas ECG donde se obtiene un registro impreso de la señal ECG, es práctica estándar ajustar la ganancia para producir un trazo con una altura de 10 mm cuando se aplica la señal de calibración de 1 mv. Por otra parte, es importante mencionar que este pulso de calibración es también una importante herramienta de detección de fallas en estos equipos. 12 de 45

13 Protección contra desfibrilación. El desfibrilador es un estimulador eléctrico de alto voltaje utilizado para resucitar víctimas de ataque cardiaco. Cuando se utiliza el desfibrilador es necesario tener conectado al paciente un monitor ECG, por lo que las entradas al preamplificador ECG deberán estar diseñadas para soportar altos voltajes y altas corrientes de pico aún cuando las formas de onda de un ECG normal son del orden de milivolts. La duración del alto voltaje (que es mayor a 1 kilovolt) de desfibrilación dura entre 5 y 20 milisegundos. En algunos preamplificadores ECG el circuito de la protección es muy elaborado, en tanto que en otros (principalmente electrocardiógrafos viejos) la protección es menor. La figura 12-7 muestra algunos ejemplos de tipos de protección. Esta figura presenta muchos tipos de circuitos de protección y la mayoría de los equipos utiliza solo algunos de ellos. La mayoría de los preamplificadores ECG utilizan de dos a nueve lámparas de destello de neón (NE-2) en las líneas de entrada. En la figura 12-7 se muestra la configuración de conexión más común. La mayoría de los preamplificadotes también utilizan las resistencias en serie R 1 a R 6, aún cuando en algunos modelos las resistencias de entrada están localizadas físicamente dentro de los cables al paciente o en su conector. Figura 12-7 Circuitos de protección de desfibrilación. Las resistencias sirven para limitar el flujo de corriente, en tanto que las lámparas de destello atenúan el nivel de sobrevoltaje a la entrada del preamplificador. 13 de 45

14 Las lámparas de destello consisten en un par de electrodos montados en un bulbo de vidrio en cuyo interior hay una atmósfera a baja presión de gas neón o de una mezcla de gases inertes. Normalmente la impedancia a través de los electrodos es muy alta, pero si el voltaje a través de ellos excede el potencial de ionización del gas, entonces la impedancia repentinamente cae a un nivel muy bajo. La mayoría de las lámparas de destello NE-2 utilizadas en monitores médicos tienen un potencial de disparo de entre 45 y 70 volts. Los voltajes normalmente presentes durante el registro ECG no ionizan el gas dentro de las lámparas de destello, pero la descarga de desfibriladores dispararán las lámparas, descargando la mayor parte del sobrevoltaje a tierra. Algunos monitores también utilizan diodos zener (en la figura 12-7, D 1 a D 3 ) conectados entre las entradas al preamplificador y tierra. Estos diodos realizan la misma función de las lámparas de destello, solo que a voltajes menores. Los diodos D 4 a D 6 se denominan diodos limitadores de corriente, aún cuando no son estrictamente diodos, pues son JFETs con las terminales de fuente y compuerta conectadas. Aún cuando se presenta el mismo comportamiento de limitación de corriente en JFETs de 3 terminales conectados en la forma mencionada, muchos fabricantes de semiconductores ofrecen JFETs de dos terminales como diodos limitadores de corriente, en los cuales la conexión es hecha internamente. Estos diodos se denominan generalmente diodos limitadores de corriente. El diodo limitador de corriente opera como una resistencia (resistencia del canal JFET) en tanto el nivel de corriente permanece por debajo de un cierto valor. Si la corriente tendiera a incrementarse de ese valor, el valor de la resistencia aumenta limitando la corriente. En algunos electrocardiógrafos se utilizan resistencias variables de óxido metálico (MOV ó varistores) en lugar de los diodos zener. Los varistores presentan una alta resistencia hasta que el voltaje excede un nivel de ruptura, arriba del cual la resistencia cae. En esta forma los varistores cortan los picos de alto voltaje. Fallas por desfibrilación. Los circuitos de protección disponibles para un preamplificador ECG no son totalmente efectivos en todos los casos; después de todo, como el voltaje que aplica un desfibrilador presenta un nivel mayor a seis órdenes de magnitud que el voltaje normal de operación, se pudiera presentar esporádicamente algún daño. Hay 2 tipos de fallas comunes en electrocardiógrafos debido a descarga de desfibriladores y tienden a producir diferentes síntomas: (1) Cuando se dañan ambas entradas del preamplificador, su salida se mantendrá en la línea base, plana, sin cambio y (2) cuando se daña solo una de las entradas, la forma de onda de su salida aparecerá distorsionada; esto es debido a que la salida será incapaz de cambiar hacia arriba o hacia abajo de la línea base, dependiendo de cual de las entradas este dañada. 14 de 45

15 Este segundo tipo de falla pudiera permanecer oculta, eso es, no advertida por el personal médico (o asignado a otra causa), a menos que se compare con el registro ECG tomado al mismo paciente en otro electrocardiógrafo. Las causas más comunes de estas fallas son lámparas de destello defectuosas o diodos zener abiertos. Las lámparas de destello eventualmente pierden su capacidad de proteger al preamplificador debido a fugas, recombinación o absorción de sus gases, que incrementan su nivel de disparo. Los fabricantes de electrocardiógrafos recomiendan el reemplazo de las lámparas de destello cada año o cada dos años, o más frecuentemente si el equipo es utilizado en el área de emergencias o de unidades de cuidados intensivos. Si la descarga del desfibrilador produce la apertura de un diodo zener, entonces en la siguiente descarga de desfibrilación se dañarán los transistores de entrada del preamplificador. Filtrado por Unidades de Electrocirugía Circuitos limitadores especiales previenen daños en los preamplificadores ECG que pudieran producirse por la descarga de desfibriladores En forma semejante, los preamplificadotes ECG deben protegerse de altos voltajes e interferencia producidos por unidades de electrocirugía (ESU). La interferencia ESU está en el rango de cientos de kilohertz a 100 Mhz y sus voltajes de operación pueden llegar a algunos kilovolts, lo cual producirá una distorsión grande en la señal ECG. Pero, Por qué ocurre esto si el ancho de banda de la señal ECG es de solo 100 Hz? La respuesta es corrimientos (offsets) de CD. Los amplificadores de instrumentación (IA) utilizados en los ECG presentan un bajo ancho de banda, y las uniones de los semiconductores dentro de él rectifican las señales de alta frecuencia (como las de interferencia de ESU). Estas señales rectificadas son filtradas por las capacitancias parásitas de las uniones, resultando en corrimientos de CD. La línea base del ECG puede moverse cuando se activa una ESU. En el pasado, sistemas ECG tenían que tolerar, sin dañarse, interferencia ESU. Ahora, los requerimientos son que opere en alguna forma que permita que el registro de la forma de onda ECG sea reconocible. Esto es, los médicos requieren que se mantenga un registro ECG de calidad diagnóstica aún ante la presencia de ruido producido por unidades de electrocirugía (ESU). La figura 12-8 muestra una técnica para reducir el ruido ESU en la sección de entrada de un amplificador del ECG. Se compone de un filtro de 3 etapas RC dispuestos en configuración pi (π). También se puede utilizar un filtro LC, pero es más difícil tener las L idénticas en las 2 terminales comparado con una red RC. El efecto de modo común resulta de las L s o R s en serie y la capacitancia parásita al común del paciente. 15 de 45

16 Porqué las constantes de tiempo de modo común deben ser idénticas? Porque una diferencia en ellas producirá un error diferencial; así el esfuerzo por tratar de reducir la interferencia de cientos de Kilohertz de la ESU desafortunadamente resultará en degradación del CMR a 60 Hz. Aún cuando se pudiera tolerar un ruido adicional de 60 Hz, que es reducido por la señal aplicada a la pierna derecha y el IA todavía tiene un alto CMR, así como el amplificador de aislamiento tiene un alto IMR a 60 Hz. Lo importante en este caso es atenuar el ruido ESU. Adicionalmente, algunos sistemas ECG agregan un filtro de rechazo de banda a las frecuencias de operación del ESU, para reducir, posteriormente a la etapa de amplificación ECG, la interferencia producida por la ESU. Observe que el filtro mostrado presenta una frecuencia de corte en 10 KHz, lo cual es suficientemente bajo para atenuar ruido ESU pero suficientemente alto para prevenir distorsión de fase en la señal ECG. Figura 12-8 Filtrado del ruido producido por unidades de electrocirugía (ESU). Pero, no sería deseable quitar la interferencia ESU a la vez que mantener un alto rechazo al modo común (CMR) a 60 Hz? El circuito mostrado en la figura 12-9 puede ayudarnos a lograrlo. En esta figura se muestra un amplificador de instrumentación (IA) de alta velocidad diseñado con op-amps de video comercialmente disponibles. La ganancia esta ajustada a 5 V/V para la señal ECG pero el CMR no solo es razonablemente bueno a 60 Hz, también es bueno a muy altas frecuencias. La figura muestra la hoja de especificación de este amplificador y presenta que el CMR es cercano a 75 db a 60 Hz, esto no es extremadamente alto, pero el CMR del amplificador es todavía 40 db a 100 Mhz. Como se utilizan 2 amplificadores operacionales de entrada para hacer el IA, su acoplamiento podría resultar en, digamos, 30 db de CMR por el amplificador de instrumentación completo a 100 Mhz y de 60 db a 1 Mhz. Esto es suficientemente alto para rechazar el ruido ESU en forma bastante efectiva. 16 de 45

17 Solo hay un problema con el IA mostrado en la figura 12-9 (además de prestar especial atención en el diseño de la tarjeta de circuito impreso y sus protecciones de entrada) y es que tiene una alta corriente de polarización (bias). Figura 12-9 Amplificador de instrumentación con ancho de banda amplio, rápido tiempo de asentamiento y alto rechazo al modo común a altas frecuencias. Figura Efecto de la frecuencia en el rechazo al modo común (CMR) en el OPA621. La corriente de polarización del OPA621 es de 30 μa, lo cual excede el límite de 10 μa fijado por los estándares AAMI y UL544. Adicionalmente, la resistencia de entrada de los amplificadores operacionales es menor a 1 MΩ. Este componente fue seleccionado para mostrar que aún cuando es posible, es difícil encontrar componentes comercialmente disponibles que tengan una baja corriente de polarización y un alto CMR a muy altas frecuencias. Así, para hacer que este circuito funciones en un equipo de registro ECG se deberá agregar a la entrada 2 amplificadores de alta velocidad, alta impedancia de entrada y baja corriente de polarización. Una vez más, el diseño del circuito impreso y las capacitancias parásitas a común son críticos para hacer que este circuito trabaje adecuadamente; esto incrementa el costo, pero lo vale al tiene la ventaja de quitar el ruido ESU. 17 de 45

18 Sistemas de monitoreo fisiológico multicanal. TEMA 12 ELECTROCARDIOGRAFÍA rev 2 Como hemos visto, el diseño del amplificador de entrada ECG es crítico para obtener buenos resultados, pero, En qué forma queda el IA ECG en la electrónica de un sistema de monitoreo completo? La figura muestra un diagrama de bloques de un sistema de monitoreo fisiológico multicanal. Este sistema recibe señales ECG, tiene varios canales de presión sanguínea (BP), temperatura corporal, saturación de oxígeno y quizás otros parámetros de gases y corporales. Figura Sistema de monitoreo fisiológico multicanal. Observe las capacitancias parásitas del paciente a su propio común y a tierra. Estas capacitancias introducen ruido de 60 Hz y otras corrientes de interferencia, estas corrientes de ruido circulan por el paciente y por los cables ECG conectados a él. Se han hecho algunos estudios para modelar electrónicamente este fenómeno y predecir la forma de minimizar sus efectos. Las capacitancias de fuga deben minimizarse para obtener, del cuerpo humano, señales limpias de ECG; lo cual involucra conectar la mínima cantidad de equipos al paciente. El sistema de la figura esta compuesto de amplificadores de entrada, un multiplexer analógico (mux), una red Wilson, un amplificador de instrumentación de ganancia programable (PGIA) y un convertidor analógico a digital (A/D) que cuenta con un amplificador muestreador mantenedor (S/H) interno. Note que las señales digitalizadas de salida estén en formato serial, lo cual permite una simple etapa posterior de aislamiento que solo requiere unos pocos optoaisladores (por ejemplo, uno para los datos, uno para el reloj, uno para el comando de inicio de conversión y uno para control de datos). Si se tuviera un convertidor A/D de 12 bits con salida en formato paralelo se requerirían muchos más optoaisladores (posiblemente 15). 18 de 45

19 Las siguientes 3 figuras concentran los esquemas más utilizados en equipos de registro ECG. Los sistemas completos ECG utilizan de 10 a 14 electrodos para el paciente y algunos esquemas más básicos utilizan 3 electrodos, los cuales son brazo derecho, brazo izquierdo y pierna derecha. En este caso se utiliza un simple amplificador ECG compuesto por un IA, un amplificador que aplica la señal de modo común a la pierna derecha y un circuito de restauración de CD. Otros electrocardiógrafos, cuyo esquema se muestra en la figura 12-12, utilizan cinco electrodos. Note que la señal de los electrodos se aplica a amplificadores de ganancia unitaria; estos amplificadores tienen resistencias de protección en serie (del orden de decenas a cientos de kilohms) y en algún lugar de la entrada también cuentan con diodos limitadores. Esto asegura que las entradas a los amplificadores (durante desfibrilación) no vayan mas allá de la caída de un diodo (0.7 volts) por arriba o debajo de los valores de las fuentes de polarización positiva y negativa respectivamente. Figura Interfase de entrada ECG para 5 electrodos en paciente (6 terminales). Un punto importante es que los modernos estándares de la AAMI y UL requieren que tengan que ocurrir 2 o más fallas antes de que pase alguna corriente a través del paciente, y en esos casos la corriente no debe exceder 50 μa. Así, un circuito monolítico a la entrada del amplificador ECG que tenga internas (dentro del chip) las resistencias en serie no pasará el estándar. 19 de 45

20 En el caso de un amplificador ECG con las resistencias en serie externas una probable falla pudiera aplicar, por ejemplo, el voltaje de la fuente de poder positiva (digamos + 5 VCD) a la entrada Ra del amplificador y si la resistencia del paciente fuera de 10 kω, fluirían 500 μa, si no fuera por las resistencias en serie externas de protección. Con las resistencias dentro del chip, una falla de + 5 VCD al lado izquierdo de la resistencia produciría una corriente de 500 μa a través del paciente, lo cual no esta permitido. Con las resistencias fuera del chip, un problema con ellas se consideraría como otra condición de falla. Así las resistencias en serie de protección no deben ser parte de un amplificador ECG monolítico. La otra alternativa es hacer un limitador de voltaje tan bajo que produzca una corriente menor a 50 μa cuando se presente una falla en circuito integrado; esto sería limitar el voltaje a 25 mv para limitar la corriente si la impedancia de los electrodos del paciente fuera de 500 Ω, lo cual es menor a la caída de un diodo (700 mv), lo cual nos dice que un diodo no aplica como limitador a este nivel de voltaje. Después de todo, no sería práctico poner las resistencias en serie de protección dentro del chip. Red Wilson. Otra parte del circuito de la figura es la red Wilson, la cual es un arreglo pasivo de resistencias que es utilizado para obtener las seis derivaciones básicas (I, II, III, avr, avl y avf). De sus terminales se llevan las señales a seis amplificadores con entrada diferencial, cada uno de los cuales tiene una ganancia entre 5 y 10 V/V. Recuerde que la ganancia debe ser baja para prevenir saturación en los amplificadores debido al corrimiento por voltaje de electrodo. Cada amplificador diferencial incrementa el nivel de señal de una terminal o una combinación de terminales con respecto a otra terminal. Por ejemplo, la derivación I del amplificador diferencial superior tiene el brazo izquierdo (LA) en su entrada no inversora (+) y el brazo derecho (RA) en su entrada inversora (-), por lo cual la derivación I es LA-RA; y en forma similar las demás derivaciones. Las señales de salida ECG mostrarán una gran reducción de ruido de 60 Hz, pero Cómo lo logra este circuito? Los amplificadores diferenciales lo atenúan debido a que el ruido de modo común (CM noise) esta presente en cada entrada del amplificador diferencial. El amplificador diferencial solo sustrae iguales voltajes de ruido para mostrar en la salida casi cero, en tanto que amplifica la diferencia de las señales ECG (de diferentes partes del cuerpo) presente en sus entradas. El punto central de la red Wilson representa el cero del ECG y la interferencia de modo común. Este voltaje se obtiene mediante el promedio del voltaje en los electrodos del paciente RA, LA y LL, y es igual al voltaje de modo común de CD y 60 Hz. La señal ECG obtenida del triángulo de Einthoven es cero. La señal aplicada a la pierna derecha es la inversión de la interferencia de modo común. La ganancia 20 de 45

21 del amplificador que aplica señal a la pierna derecha está entre 30 y 50 V/V, pero pudiera ser mayor. Realmente es mejor si es mayor, pero se deberá tomar la precaución de asegurar que el amplificador no se sature. El capacitor de 47 pf en la retroalimentación de este amplificador limita las altas frecuencias y previene oscilaciones. Por qué pudieran presentarse oscilaciones? Se pudieran presentar si la capacitancia parásita del paciente fuera tal que produjera un corrimiento de 180 en la señal de modo común, convirtiéndose en una retroalimentación positiva y generando oscilaciones de alta frecuencia en la señal ECG. Observe que del punto central de la red Wilson la señal de modo común es pasada por un amplificador no inversor con ganancia unitaria, esto es debido a que este voltaje también es utilizado para quitar la interferencia de 60 Hz del amplificador diferencial de una entrada precordial, este amplificador no debe producir corrimiento de fase en la señal. Ningún amplificador ECG estaría completo sin una señal de referencia de 1 mv. El circuito de la figura muestra una referencia de 1 mv conectada a las entradas de los amplificadores diferenciales, esta señal aparecerá en la salida del amplificador ECG ya sea cuando se presione un interruptor o cuando se de su comando en una computadora, según sea el caso. Los sistemas ECG a menudo utilizan la detección de QRS (contracción ventricular izquierda) y el detector de pulso de marcapaso, cuyo diagrama de bloques se muestra en la figura Figura Diagrama de bloques de detección de complejo QRS y pulso de marcapaso. Se puede utilizar cualesquiera de las seis derivaciones o de las señales precordiales, generalmente por observación se selecciona la mejor señal. El detector QRS es un diferenciador, el cual mide que tan rápido sube la señal ECG. Si es más rápido que, digamos, la onda P, pero más lento que el pulso del marcapaso, este circuito produce una transición de voltaje a su salida para indicar la presencia de de QRS. El detector de marcapaso también es un diferenciador, solo que está 21 de 45

22 ajustado para detectar cambios más rápidos de voltaje y produce una transición de voltaje cuando el pulso del marcapaso se presenta durante la forma de onda ECG. El pulso del marcapaso es mostrado cuando se despliega la señal ECG, su exactitud en amplitud no es importante porque este pulso es mucho mayor al QRS, lo que es importante es su posición en el tiempo, lo cual debe ser exacto. En la figura se muestran tanto los detectores de complejo QRS como de pulso de marcapaso, cuyas salidas son aplicadas a comparadores para estar seguros de que realmente ocurrieron. Después a través de lógica, niveles digitales indican la presencia de estas señales. No es fácil detectar correctamente estas señales, debido a la presencia de ruido o anormalidades como grandes ondas T o artefactos musculares. Cuántos circuitos se requerirían en un sistema ECG de 10 electrodos (12 derivaciones? La figura muestra el diagrama de bloques de un sistema de este tipo. Figura Diagrama de bloques de sistema ECG de 10 electrodos (12 derivaciones). Note que los 3 electrodos de paciente, en la parte superior, requieren amplificadores con ganancia unitaria (buffers), la red de Wilson y amplificadores diferenciales como ya se describió. La terminal central de la red de Wilson (que 22 de 45

23 tiene el promedio de las señales RA, LA y LL) provee un voltaje a la entrada negativa del bloque inferior de amplificadores diferenciales cuya ganancia es de 10, esto permite cancelar ruido de 60 Hz en las señales precordiales. El bloque superior de amplificadores diferenciales cancelan ruido de 60 Hz y entregan las 6 derivaciones estándar ECG, I, II, III, avr, avl y avf. Las señales de las derivaciones estándar son aplicadas a un multiplexer analógico en donde se seleccionan una a la vez para la detección de QRS y pulso de marcapaso. Estas señales también son aplicadas a un banco de filtros de rechazo de banda de 60 Hz, los cuales pueden ser seleccionados para estar dentro o fuera. Recuerde que los filtros de rechazo de banda quitan el ruido residual de 60 Hz pero pueden causar corrimientos de fase que distorsionen un ECG normal (debido a esto se diseñan para ser manualmente seleccionables). Las señales precordiales amplificadas son enviadas también a los filtros de rechazo de banda y posteriormente a un bloque de 12 filtros pasa banda compuesto por filtros paso alto y paso bajo. Los filtros paso alto se pueden seleccionar a 0.05 Hz (para ECG calidad diagnóstica), 0.5 Hz (monitoreo) y 2 Hz (restauración rápida de CD). Si solo hubiera un filtro paso alto, cuando se seleccionara una nueva derivación, llevaría mucho tiempo llegar al nuevo voltaje de cancelación de corrimiento de potencial de electrodo (restauración de CD). Después de los filtros paso alto están los amplificadores de ganancia programable, donde se puede seleccionar la ganancia entre 10, 20, 50 y 100 V/V. Posteriormente vienen los filtros paso bajo, cuyas frecuencias de corte pueden seleccionarse en 40, 100, 150 y 3000 Hz. La señal ECG ya filtrada en banda y amplificada es enviada a un amplificador muestreador mantenedor (S/H) que mantiene su nivel constante durante el tiempo que tarda su conversión de analógico a digital. Los códigos de salida del convertidor A/D pueden pasar por una etapa de aislamiento (optoasialadores) antes de conectarse a la computadora. Finalmente, observe que se provee una señal de 1 mv para calibración, para ser utilizada en los cambios de derivaciones. Digitalización en alta resolución. Las figuras a muestran algunas tendencias modernas de equipos de monitoreo fisiológico, especialmente de sistemas ECG, donde el cambio más significativo es la digitalización de alta resolución. La figura muestra el esquema menos moderno que, de cualesquier forma, seguirá utilizándose algunos años más. En este sistema básicamente la señal ECG es digitalizada en 10 ó 12 bits. Esto es, uno de ó 1048 combinaciones totales, cada paso es 0.1 % del total (1/2 10 x 100 %). Con un convertidor A/D de 10 bits, si la entrada diferencial ECG fuera de 1 mv de pico a pico, un bit menos significativo (LSB) representaría 1 μv. 23 de 45

24 Esto significa que los amplificadores de entrada deberán tener un ruido ligeramente menor a ese nivel, digamos 0.9 μv pico a pico. Como el valor rms, estadísticamente, es seis veces menor, el ruido rms total en los amplificadores de entrada, en el ancho de banda ECG de 100 Hz, deberá ser aproximadamente de 0.15 μv rms; lo cual es pequeño pero realizable con componentes comercialmente disponibles. Figura Digitalización en sistemas de monitoreo fisiológico. La principal dificultad en todo esto es la alta ganancia requerida para obtener una señal ECG a un nivel razonable, tal como 1 volt de pico a pico. Como se mostró anteriormente, debe anularse el corrimiento del potencial de electrodo o restaurar a cero la componente de corriente directa antes de que puedan utilizarse altas ganancias. La figura muestra que puede realizarse una digitalización de 12 bits con componentes analógicos cuando se utiliza la restauración de CD. Sin embargo, la tendencia es hacia olvidar la restauración de CD utilizando digitalización de alta resolución como se muestra en la parte derecha de la figura En este caso, una señal ECG de 1 mv (o más pequeña de 0.25 mv) presenta un corrimiento de potencial de electrodo de 300 mv (que pudiera ser hasta de 500 mv). En este caso, Cuántos bits se necesitarían para lograr una adecuada digitalización de la señal ECG en una condición de peor caso? La respuesta es alrededor de 19 bits. Recuerde que el cambio más pequeño detectable para una señal ECG de 1 mv para el caso de 10 bits es aproximadamente 1 μv, esto es, el peso analógico del bit menos significativo (LSB). Como un cambio de 1 μv en la señal ECG con un corrimiento de 500 mv es igual a %, esto significa que tendrán que haber 500,000 divisiones (1/ ). El tamaño de palabra digital más cercano es 19 bits, la cual produce 524,000 divisiones. 24 de 45

25 Algunos diseñadores están tratando aún con 22 bits. La digitalización de alta resolución mostrada en la figura permite digitalizar con una resolución de 10 o 12 bits la señal ECG de 1 mv cuando presenta un corrimiento de potencial de electrodo de 500 mv. Una vez en la computadora, el corrimiento puede ser eliminado por software, dejando solo la señal ECG para su análisis. Esta técnica hace el circuito de entrada, amplificador ECG, más simple, aún cuando produce una alta demanda en la conversión A/D. Esta técnica también ha sido utilizada para resolver problemas industriales. Una clara ventaja es que no se requieren componentes de restauración de CD o un banco de filtros paso alto, en este caso, sustracción digital de corrimiento y filtrado digital toman el lugar de los componentes analógicos. Al no haber filtros electrónicos paso alto con bajas frecuencias de corte con constantes de tiempo grandes uno puede conmutar de un canal a otro sin tener que esperar a que el filtro se cargue al nuevo valor de corrimiento de potencial de electrodo. Cómo puede hacerse esta digitalización de alta resolución con componentes comercialmente disponibles? La figura muestra un sistema ECG de 18 bits de resolución, observe lo simple de la del amplificador ECG, pues solo requiere tres amplificadores RA, LA y LL; una red Wilson, un amplificador con ganancia de y un bloque de amplificadores diferenciales para quitar el ruido de 60 Hz. La razón para esto se ve claramente cuando uno observa como las señales ECG RA, LA, LL y V 1 a V 6 son amplificadas. El objetivo es amplificar estas señales rechazando el ruido de 60 Hz y el banco de 9 simples amplificadores diferenciales lo logra. La terminal central Wilson con el ruido de modo común de 60 Hz es amplificado V/V y posteriormente, en los amplificadores diferenciales 4 V/V para tener una ganancia resultante de 5 V/V a la salida de los amplificadores diferenciales. Así, la señal con el ruido de 60 Hz superpuesto también se amplifica en + 5 V/V ( kω/10 kω) cuando pasa por el amplificador diferencial. En esta forma el ruido original de 60 Hz y el ruido de 60 Hz extraído de la Terminal central Wilson se cancelan a la salida del amplificador diferencial. En esta forma las señales ECG son amplificadas 5 V/V atenuando drásticamente el ruido de modo común (CM) a la salida del amplificador diferencial. Posteriormente estas señales pasan por un multiplexer analógico (MUX) en cuya salida son amplificadas en un factor entre 2 V/V a 20 V/V. Sin embargo, el corrimiento del potencial de electrodo no ha sido quitado, por lo que las señales ECG y el corrimiento del potencial de electrodo serán digitalizadas en un convertidor A/D de alta resolución. El convertidor A/D de 18 bits, comercialmente disponible, mostrado en la figura 12-16, tiene un amplificador muestreador mantenedor (S/H) interno y cuenta con circuitos lógicos internos para interconectarlo fácilmente con un procesador digital de señal (DSP). Su salida serial (la cual es la señal ECG con el corrimiento de 25 de 45

26 potencial de electrodo) se aísla a través de optoasiladores para su transmisión a un procesador digital de señal (DSP) o una computadora. Figura Sistema ECG con digitalización de alta resolución. Después de que por software se ha quitado el corrimiento del potencial de electrodo, las formas de onda ECG pueden ser analizadas en la computadora. Las señales ECG pueden ser reconstruidas a formato analógico a través del convertidor digital a analógico (D/A) de 4 canales mostrado, en esta forma la señal ECG puede ser desplegada en un monitor de desplegado gráfico, osciloscopio o en un graficador. Ya que estamos en el tema de digitalización de alta resolución, sería interesante mostrar algunas posibilidades futuras, en donde nuevos componentes están siendo diseñados y llevados al mercado para cumplir con nuevos requerimientos de sistemas. La figura muestra el sistema de amplificación más simple, el cual cuenta solo con amplificadores de ganancia unitaria. A través de un multiplexer analógico, los voltajes que representan las señales de los electrodos ECG, son pasados a un amplificador de ganancia fija que incrementa la señal en un factor de entre 2 y 20 V/V. 26 de 45