Módulo de Instrumentación Médica

UNIVERSIDAD NACIONAL ABIERTA Y A DISTANCIA – UNAD
Instrumentación Médica
INSTRUMENTACION MÉDICA
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UNIDAD 1. INSTRUMENTACION DIAGNOSTICA
JUSTIFICACION:
Los equipos de medida y registro de bioseñales tales como electrocardiógrafos,
electroencefalógrafos,
electromiógrafos,
tensiometros,
cardiotacómetros,
pulsioxímetros, termómetros, etc., se encuentran ampliamente en el ambiente
hospitalario y son el soporte tecnológico para que a través de sus medidas, el
especialista medico pueda emitir el diagnostico del funcionamiento de un
sistema o de un órgano del cuerpo humano, para entrar a implementar un
determinado tratamiento o terapia. En vista de lo anterior el ingeniero electrónico
debe estar en capacidad de:
•
Entender el funcionamiento de tales equipos, para poder diseñarlos y
calibrarlos, como también hacerles mantenimiento preventivo, correctivo
y predictivo.
•
Diseñar y construir cualquier otro sistema de bioinstrumentación que le
permita al medico e investigador biomédico tomar medidas significativas y
exactas de variables biológicas no tradicionales para lograr el avance de
la ciencia medica y por lo tanto el mejoramiento de la salud humana.
OBJETIVO GENERAL:
Estudiar las técnicas de ingeniería para el diseño de sistemas y/o equipos de
instrumentación electrónica que permitan adquirir, registrar, medir, analizar y
hacer procesamiento análogo o digital a
cualquier bioseñal procedente del
cuerpo humano.
OBJETIVOS ESPECIFICOS:
•
Utilizar amplificadores de instrumentación y filtros activos de circuitos
integrados para el procesamiento análogo de las bioseñales.
•
Diseñar instrumentos analogos.
•
Diseñar instrumentos digitales con lógica programada.
•
Aplicar los conceptos de instrumentación para hacer medición, registro,
análisis y procesamiento de bioseñales procedentes del sistema
cardiovascular: ECG (Electrocardiografía), FCG (Fonocardiografía), RC
(Ritmo cardiaco).
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BIBLIOGRAFIA:
•
Medical Instrumentation. Applications and Desing. Jhon G Webster.
•
Biomedical Transducer and Instruments. Tatsuo Togawa
•
Biomedical Instrumentation and Measurement. Leslie Cromwell
•
Introduction to Biomedical Engineering. Jhon D Enderle
•
Handbook Biomedical Engineering. Vol. 1.
•
Bioingenieria Tomo IV.Mauricio Wilches.
•
Sensores y Acondicionadores de señal. Ramón Pallas.
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CAPITULO 1. INTRODUCCION A LA INGENIERÍA BIOMÉDICA
1.1
QUE ES LA INGENIERÍA BIOMÉDICA
La Instrumentacion Medica es una disciplina propia de la Ingeniería Biomédica.
Por lo tanto, es importante que el ingeniero electrónico que incursione en esta
área del conocimiento, al participar en grupos de Investigación y Desarrollo de
tecnologías medicas o trabaje instalando y manteniendo estos equipos, tenga
una visión general de esta área tan importante del conocimiento.
Se puede entonces definir la Ingeniería Biomédica como la aplicación de las
Ciencias Exactas (Física y Matemáticas) a la preservación y mejoramiento de la
salud del SER HUMANO. Su propósito es contribuir al progreso de la Medicina y
al mejoramiento de la salud por medio de la tecnología. Trabaja en estrecho
contacto con la profesión médica y al mismo nivel jerárquico. La figura 1 muestra
algunas tecnologías médicas utilizadas en el área de cirugía.
Figura 1. Tecnologías médicas del área quirúrgica
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1.2
HITOS MODERNOS EN DESARROLLO DE TECNOLOGÍAS MEDICAS
A continuación se mostrará cronológicamente los principales desarrollos de
tecnologías biomédicas:
1895: W.K. Roentgen descubre los Rayos X (RX). Inicialmente los RX se usaron
para diagnosticar fracturas y dislocaciones de huesos. Para 1930 con RX se
podían visualizar prácticamente todos los órganos del cuerpo gracias al uso de
sales de bario y a una gran cantidad de materiales radiopacos o de contraste.
1903: W. Einthoven, desarrolló el primer electrocardiógrafo para medir la
actividad eléctrica del corazón. Aplicando descubrimientos hechos en las
ciencias
aplicadas
(química,
física,
ingeniería,
fisiología,
microbilogía,
farmacología, etc) al análisis de procesos biológicos, se inició una nueva era en
las técnicas de medicina cardiovascular y mediciones eléctricas. La figura 2,
muestra una estampilla alusiva al centenario del inicio de la electrocardiografía.
Figura 2. Estampilla del centenario de la ECG
1927: Se introduce el primer respirador artificial en procedimientos quirúrgicos.
1939: Se desarrolló el primer bypass corazón -pulmón.
1935-1939: Se desarrolló la sulfanilamida y la penicilina disminuyéndose el
principal peligro de la hospitalización en la época: infecciones.
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1940: Los procedimientos médicos de alto riesgo dependen mucho más de la
tecnología médica. Se desarrolló la cateterización cardiaca y la angiografía, que
consiste en la introducción de una cánula a través de la vena de un brazo hasta
llegar al corazón inyectando un tinte radiopaco para la visualización del pulmón y
los vasos y válvulas del corazón. La figura 3 muestra el equipo para efectuar
cateterismo cardiaco.
Figura 3. Tecnología para efectuar cateterismo cardiaco (www.cmcv.com)
1945 adelante: Después de la II Guerra Mundial. Los avances tecnológicos
fueron impulsados por la investigación en el campo militar y el objetivo de
establecer habitats en el espacio y en el suelo oceánico. Como un producto de
esos esfuerzos, la profesión médica se benefició pues se han estado
desarrollando todos los días nuevos dispositivos, equipos y sistemas puestos al
servicio de la salud. La figura 4 muestra diferentes tecnologías electrónicas
aplicadas al campo medico.
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Figura 4. Tecnologías electrónicas de aplicación médica (Union Medical. USA)
Los avances en la electrónica de estado sólido, han hecho posible estudiar el
comportamiento de la neurona, la unidad central del sistema nervioso, así como
monitorear parámetros fisiológicos, como el ECG, de pacientes en la unidad de
cuidados intensivos.
Nuevos desarrollos de prótesis se ha convertido en la meta de los ingenieros
biomédicos para mejorar la calidad de vida del hombre.
La Medicina Nuclear una consecuencia de la era atómica, surge como una
poderosa solución en la detección y tratamiento de anormalidades fisiológicas
tales como el cáncer.
El diagnostico de ultrasonido basado en la tecnología del sonar, se ha vuelto tan
aceptado ampliamente que los estudios de ultrasonido son ahora parte de la
rutina de diagnóstico de muchas de las especialidades médicas.
Las “partes de repuesto” para cirugía se han vuelto muy comunes. Por ejemplo,
dispositivos de asistencia cardiaca, como el corazón artificial, válvulas y vasos
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sanguíneos artificiales están disponibles para reemplazar a corazones humanos
enfermos.
Los adelantos en nuevos materiales han permitido el desarrollo de dispositivos
médicos, como agujas, termómetros, así como los sistemas implantables de
suministro de drogas.
Las computadoras, se emplean para almacenar, procesar y chequear registros
médicos, para monitorear el estado del paciente en la unidad de cuidados
intensivos y para entregar estadísticas sofisticadas de diagnóstico de
enfermedades potenciales correlacionándolas con juegos específicos de
síntomas en pacientes.
Al desarrollarse las aplicaciones médicas del computador, se llegó a la
escanografía
de
Tomografía
Computada
(TC),
que
revolucionó
los
procedimientos de diagnostico no invasivo mediante imágenes médicas, que
incluyen ahora las Imágenes de Resonancia Magnética Nuclear (RMN) y la
Tomografía por Emisión de Positrones. La figura 5 muestra un equipo de
tomografía computada.
Figura 5. Equipo de Tomografía Computada (www.imaxe.com.ar)
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1.3
OPORTUNIDADES
DE
INVESTIGACION
Y
DESARROLLO
DE
TECNOLOGÍAS BIOMÉDICAS
Se presenta a continuación diferentes áreas de investigación y desarrollo de
tecnologías biomédicas, en donde el ingeniero electrónico desarrolla un papel
importante al formar parte de los equipos multidisciplinarios que se conforman
para tal fin.
1.3.1 INSTRUMENTACION DE MEDIDA
Es la encargada de medir, registrar y almacenar cualquier variable fisiológica de
origen mecánico, hidráulico, neumático, térmico, eléctrico empleando la más
depurada técnica de tratamiento de señales por procedimientos analógicos
digitales (A/D). El monitor de signos vitales es el equipo más representativo
dentro del campo de la instrumentacion de medida. La figura 6, muestra un
monitor de signos vitales de última generación.
Figura 6. Monitor de signos vitales (www.ultramedica.com.co)
1.3.2 INSTRUMENTACION DIAGNOSTICA
Clasificación automática de electrocardiogramas y electroencefalogramas. El
computador se emplea como un sistema que procesa las señales, las clasifica y
en base a pautas preseleccionadas es capaz de suministrar un primer
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diagnóstico, que el especialista analizará adecuadamente. La figura 7 muestra
un sistema de electrocardiografía automatizada.
Figura 7. Sistema de electrocardiografia automatizada (www.dremed.com)
1.3.3 INSTRUMENTACION TERAPÉUTICA
Es el campo de aplicación donde más se requiere la cooperación médicoingeniero. El médico posee la idea del porqué, mientras que el ingeniero puede
aportar la solución al problema. Los desarrollos van desde el tratamiento de
dolores incurables mediante estimulación eléctrica y de ultrasonido, hasta las
técnicas de electrocirugía, desfibrilación, láserterapia y litotricia. La figura 8
muestra un bisturí electrónico.
Figura 8. Bisturí electronico (www.valleylab.com)
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1.3.4 INSTRUMENTACION DE IMAGENES MEDICAS
Tecnologías de punta en equipos de diagnóstico no invasivo de imágenes
médicas, como Tomografía Computada (TC), por Emisión de Positrones (PET) y
por emisión de Fotones (SPECT), Resonancia Magnética Nuclear (RMN),
Ecografía. La figura 9 muestra un equipo portátil de ecografía.
Figura 9. Equipo portátil de ecografía (www.sonosite.com)
1.3.5 INSTRUMENTACION PARA AYUDAS FUNCIONALES
Denominada también Ingeniería de Rehabilitación, consiste en todos los
desarrollos que contribuyen a suplir una función defectuosa del organismo.
Desde prótesis controladas por la actividad eléctrica de los músculos hasta
prótesis visuales implantadas en el cerebro, que permiten la percepción de
puntos de luz y sombras para los invidentes. Esta disciplina especializada recibe
el nombre de Robótica Médica. La figura 10 muestra a un discapacitado por
amputacion de sus brazos con prótesis mioeléctricas de brazo.
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Figura 10. Prótesis mioeléctricas de brazos (http://weblog.mendoza.edu.ar/robotica)
1.3.6 TELEMEDICINA
Es el empleo de las telecomunicaciones y de la informática (Telemática) para el
diagnóstico, tratamiento y la atención médica de los pacientes. Implica el uso de
la tecnología de las comunicaciones como un medio para llevar servicios
médicos a lugares remotos. La figura 11 muestra la infraestructura necesaria
para desarrollar telecirugías.
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Figura 11. Sistema de telecirugía de última generación (www.nextgenmd.org)
1.4 LA INGENIERÍA DEL CUERPO HUMANO
Los médicos inician el estudio del cuerpo humano desde la anatomía (estudio
de la estructura o las partes que lo componen), la fisiología (estudio de cómo
funciona cada una de las partes) y la patología (conocimiento de las
enfermedades y como afectan a cada una de las partes). En el caso de los
ingenieros, es importante tener un buen conocimiento de estas materias para
entrar a desarrollar tecnología para la salud.
Es necesario mencionar que el cuerpo humano esta conformado por sistemas
(por ejemplo, el sistema cardiovascular), que a su vez los componen órganos
(por ejemplo, el corazón), que están compuestos de tejidos (por ejemplo, tejido
muscular) y que los componen células (por ejemplo, neuronas, células
nerviosas).
Se presenta a continuación un esbozo muy general de cuales son los sistemas
que componen el cuerpo humano y como están interrelacionados desde la
óptica de la ingeniería. La figura 12, muestra el diagrama de bloques del cuerpo
humano.
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SISTEMA
SISTEMA
NERVIOSO
ENDOCRINO
SNC
SEN
SALIDAS
COORDINACION E INTEGRACION
SISTEMA
RESPIRATORIO
INGESTA
VENTILACION
SRO
I2
SISTEMA
SISTEMA
SISTEMA
I3
GASTROINTESTINAL
SGI
CARDIOVASCULAR
I4
RENAL
SRN
SCV
I1
EXCRECION
EXCRECION
TEJIDOS
SISTEMA
SISTEMA
LOCOMOTOR
REPRODUCTOR
SLM
SRP
Figura 12. Diagrama de bloques del cuerpo humano
1.4.1 RELACION SISTEMA CARDIOVASCULAR - TEJIDOS
A través del intercambiador I1 (capilares sistémicos), el SCV suministra O2 y
nutrientes a los tejidos y estos le entregan CO2 y otros productos de desecho.
La figura 13 muestra el la anatomía del corazón.
Figura 13. Anatomia del corazón (www.nlm.nih.gov/medlineplus/spanish)
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La figura 14, muestra el sistema cardiovascular. Las arterias están coloreadas
en rojo y las venas en azul.
Figura 14. Sistema cardiovascular (www.educa.aragob.es)
1.4.2 RELACION ENTRE EL SISTEMA CARDIOVASCULAR Y EL
RESPIRATORIO
El SCV, elimina el exceso de CO2 a través del intercambiador I2 (capilares
pulmonares) y a través de I2 se recarga de O2. La figura 15 muestra la anatomía
de los pulmones.
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Figura 15. Anatomia del pulmon (www.nlm.nih.gov/medlineplus/spanish)
La figura 16, muestra la anatomia del sistema respiratorio.
Figura 16. Anatomía del sistema respiratorio (www.nlm.nih.gov/medlineplus/spanish)
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1.4.3
RELACION
ENTRE
EL
SISTEMA
CARDIOVASCULAR
Y
EL
GASTROINTESTINAL
La sangre del SCV, se abastece de nutrientes y elimina desperdicios como la
bilirrubina a través del intercambiador I3 (capilares mesentéricos), que lo
relacionan con el SGI, el cual posee una entrada (ingesta) y una salida
(excreción). El hígado forma parte de I3. La figura 17, muestra la anatomia del
sistema gastrointestinal.
Figura 17. Anatomía del sistema gastrointestinal (www.nlm.nih.gov/medlineplus/spanish)
1.4.3 RELACION ENTRE EL SISTEMA CARDIOVASCULAR Y EL RENAL
La sangre del SCV pasa por el intercambiador I4, compleja estructura del
sistema renal (SRN), donde se regula la relación ácido-base, de regulación
osmolar, de retención de ciertas sustancias y de excreción de otras. La figura 18,
muestra la anatomía del riñón.
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Figura 18. Anatomia del rinon (www.nlm.nih.gov/medlineplus/spanish)
1.4.5 RELACION ENTRE EL SISTEMA CARDIOVASCULAR Y EL DE
COORDINACION E INTEGRACION (SISTEMA DE CONTROL)
Todos los sistemas del cuerpo son controlados en su funcionamiento por el
sistema nervioso central (SNC) y por el sistema endocrino (SEN), que reciben y
procesan toda la información enviada por las distintas partes para generar
señales eléctricas (EEG) u hormonales que efectúan control (adrenalina) y
regulación (insulina). La figura 19, muestra la anatomía del sistema nervioso.
Figura 19. Anatomia del sistema nervioso (www.nlm.nih.gov/medlineplus/spanish)
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La figura 20, muestra la anatomia del sistema endocrino (glandular).
Figura 20. Anatomia del sistema endocrino (www.educa.aragob.es)
1.4.6 SISTEMA REPRODUCTOR
El sistema reproductor (SRP) cumple la función del mantenimiento de la especie,
secundaria con respecto al mantenimiento del organismo.
1.4.7 SISTEMA LOCOMOTOR
El sistema locomotor (SLM), fundamental en las funciones de búsqueda de
alimento, de pareja, huida y defensa.
1.4.7 FUNCIÓN PRINCIPAL DE LA MAQUINA HUMANA
Mantener vivos los tejidos, por medio de suministrarles O2, nutrientes, como
también disponer los desechos sólidos, líquidos y gaseosos.
1.4.8. NIVELES DE LA ORGANIZACIÓN ESTRUCTUAL DEL CUERPO
HUMANO
La figura 21, muestra los niveles de organización estructural del cuerpo humano,
comenzando desde el nivel químico (átomos) hasta finalizar en el nivel orgánico
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como tal, es decir, el cuerpo humano, visto como una compleja maquina
biológica.
Figura 21. Niveles estructurales del cuerpo humano
(www.saludmed.com/AnaFisio/OrgCuerp/OrgCuNiv.html)
Como se ha visto brevemente, el cuerpo humano está diseñado con elementos
de ingeniería avanzada. ¿Quién es el Gran Bioingeniero?, ¿Con que propósito
nos creó?, ¿Cuidamos y valoramos nuestro cuerpo?
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2. PRINCIPIOS DE BIOINSTRUMENTACIÓN
Se denomina bioinstrumentación a la rama de la ingeniería electrónica que se
dedica a medir y registrar señales de origen biológico.
Cuando se diseñan sistemas de instrumentación biomédica se aplican los
mismos principios y limitaciones de la instrumentación industrial. Adicionalmente,
se debe tener en cuenta la anatomía y la fisiología del cuerpo humano.
Así mismo, la seguridad para el paciente y el operador del equipo es el
parámetro más importante a tener en cuenta, aun más que su propio
funcionamiento, para ello la COMISION ELECTROTÉCNICA INTERNACIONAL
(IEC), es quien regula a nivel internacional las normas que deben cumplir todos
los equipos biomédicos. (Normas IEC 601.1 - 601.2)
2.1 OBJETIVOS DE LA BIOINSTRUMENTACIÓN DIAGNOSTICA
Ayudar al médico y al investigador a idear formas de obtener medidas de
bioseñales provenientes del ser humano vivo que sean confiables y
significativas. Confiables en el sentido que la medida sea lo mas exacta posible.
Por ejemplo la temperatura corporal externa, medida debajo de la axila, se
considera normal cuando su nivel es de 37.5 °C. Un aumento de un grado en la
temperatura se diagnostica como fiebre y en el caso de un neonato (recién
nacido) esta es una condición critica, por lo tanto, si el termómetro clínico digital
presenta un error de exactitud de
– 1.0 °C una temperatura de 38.5 °C la
mostraría como normal, cuando en realidad el bebé se encuentra es estado
febril. Así mismo, las medidas deben ser significativas, para que aporten
información importante al especialista medico. Por ejemplo, diseñar un sistema
de bioinstrumentación para medir la permitividad eléctrica de las uñas no tiene
mayor relevancia clínica.
2.2 CONDICIONES EN LA TOMA DE MEDICIONES FISIOLOGICAS
Al tomar medidas de parámetros importantes del cuerpo humano, se deben
tener en cuenta las siguientes condiciones:
•
No poner en peligro la vida del paciente: ya que se perdería la razón de
ser de la bioinstrumentación, contribuir al mejoramiento de la salud.
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•
No someter al individuo a extremo dolor e incomodidad: Este es un
principio de naturaleza bioética, por lo tanto, muchas técnicas de la
instrumentación industrial no se pueden aplicar a las personas.
Por las razones expuestas anteriormente, la mayoría de la medicina diagnostica
ha dejado de ser invasiva, no solo para disminuir las molestias causadas al
paciente, sino para conseguir mayores niveles de precisión que garanticen la
certeza del diagnostico. La figura 22 muestra a un medico tomando la presión
arterial no invasiva con el método tradicional de auscultación (método manual)
Figura 22. Medición manual de la presión arterial
La figura 23, muestra un monitor de presión arterial automático, en donde la
intervención del medico en la medida es mínimo (solo colocar el brazalete).
Figura 23. Monitor de presión arterial automático (www.omron.com)
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2.3 DIFICULTADES EN LA TOMA DE MEDICIONES FISIOLOGICAS
El cuerpo humano presenta una considerable variabilidad en la medida de sus
parámetros importantes
debido a su gran complejidad y elevado grado de
interacción entre los sistemas que lo componen. A continuación se presentan las
mayores dificultades encontradas al tomar medidas fisiológicas:
•
Las relaciones entrada/salida no son deterministicas. Existe una relación
deterministica siempre que un mismo valor de entrada produce siempre el
mismo valor de salida. Por ejemplo, en un sistema físico, como un
amplificador con ganancia 10, siempre que la señal de entrada sea de
100 mV, la salida será de 1 V. Esto no sucede con un paciente,
mantenido en condiciones ambientales constantes al cual se le toma la
presión arterial en 10 instantes diferentes, separados entre ellos en 10
minutos pues las mediciones serán diferentes en todos los casos.
Entonces se requiere aplicar técnicas bioestadísticas para determinar la
presión arterial.
•
Muchas variables fisiológicas importantes no son de fácil acceso a los
instrumentos de medida. Por ejemplo medir el gasto cardiaco, definido
como la cantidad de sangre que bombea el corazón hacia la arteria aorta
cada minuto (lts/min), requiere de
una medición invasiva mediante la
introducción de un catéter en cuya punta se ubica un sensor para tal fin,
lo cual implica un procedimiento de riesgo.
•
El elevado grado de interacción entre las variables, debido a que todos
los
sistemas
del
cuerpo
se
encuentran
interrelacionados,
hace
prácticamente imposible mantener constante una variable mientras se
mide la relación entre otras dos. Por ejemplo tratar de medir la presión
arterial manteniendo el consumo de O2 en cero durante una hora, es
imposible de llevarse a cabo, debido a que el paciente moriría.
•
Algunas veces es difícil identificar quienes son las variables de salida y
quienes las de entrada, debido a la presencia de uno o más lazos de
realimentación.
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•
El instrumento de medida afecta las medidas hasta el punto que no se
puede representar fielmente las condiciones normales, principalmente en
mediciones invasivas.
2.4 DIAGRAMA DE BLOQUES DE UN BIOINSTRUMENTO ANALOGO
2.4.1 BIOINSTRUMENTO ANALOGO
Se considera que un bioinstrumento es análogo, cuando presenta la medida
empleando un voltímetro o amperímetro DC, debidamente calibrado en las
unidades de la bioseñal bajo estudio. La figura 23 muestra el diagrama de
bloques de este tipo de tecnología biomédica.
X(t)
SENSOR /
ADECUA
DOR DE
SENAL
AMPLIFICADOR DE
INSTRUMEN
TACION
FILTRADO
ACTIVO
PROCESAMIENTO
ANALOGO
ADICIONAL
INDICADOR
Y(t) ANALOGO
Figura 23. Diagrama de bloques de un bioinstrumento analogo
A continuación se describirá la función de cada uno de los componentes del
bioinstrumento:
•
X(t): bioseñal a medir y registrar.
•
Sensor: dispositivo que convierte un tipo de energía en otra. Presión
(mmHg) en diferencia de potencial (mV). En instrumentación electrónica
la salida es una señal eléctrica (v,i,R,C,L)
•
Adecuador de Señal: Es necesario únicamente cuando la salida del
sensor es el cambio en su R, C o L. Convierte estos cambios en
diferencia de potencial proporcional.
•
Amplificador de Instrumentación: es un circuito integrado especializado en
amplificar señales diferenciales y con unas características técnicas para
rechazar el ruido de tipo eléctrico.
•
Filtrado Activo: se utiliza para seleccionar un determinado espectro de
frecuencia de la señal y para eliminar ruidos de 60/120 Hz.
•
Procesamiento Análogo Adicional: Tal como derivar, para obtener la
rapidez de cambio con respecto al tiempo, o integrar la señal, para
obtener otra señal a partir de la original, por ejemplo a partir de la
variación de un desplazamiento obtener la velocidad o viceversa.
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•
Indicador Análogo: Convierte la información electrónica en algo inteligible
para el ser humano, que pueda ser percibido por uno de sus sentidos
(vista u oído). Por ejemplo si se esta midiendo temperatura la diferencia
de potencial a la entrada del indicador análogo se convierte en una
lectura en ºC presentada por medio de un voltímetro de aguja. Si se
estudian señales de fonocardiografía, la salida debe ser audible a través
de parlantes o auriculares.
La figura 24 muestra un modelo comercial de un termómetro análogo, cuyo
diagrama de bloques se acaba de explicar.
Figura 24. Termómetro Análogo (www.autosale.es)
2.4.2 BIOINSTRUMENTO DIGITAL CON LOGICA CABLEADA
Se considera que un bioinstrumento es digital con lógica cableada cuando no
utiliza microcontroladores, ni microprocesadores, que son circuitos integrados
programables y se presenta la información en un display de siete segmentos o
en una pantalla de cristal liquido (LCD). La figura 25 muestra el diagrama de
bloques de este tipo de bioinstrumentos electrónicos.
Y(t)
CAD
DECODIFICADOR
DRIVER DE
DISPLAY
INDICADOR
DIGITAL
Figura 25. Diagrama de bloques de un bioinstrumento digital con lógica cableada
•
Y(t): Señal análoga eléctrica debidamente tratada y que es proporcional a
la señal a medir X(t). (Véase la ubicación de Y(t) en la figura 23)
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•
CAD: Convertidor Análogo/Digital. Convierte la información análoga a
formato binario codificado, por ejemplo BCD.
•
Decodificador: Convierte la información binaria a formato decimal, fácil de
entender para el ser humano, por ejemplo decodificador BCD.
•
Driver de Display: Amplifica la corriente a la salida del decodificador para
manejar display de 7 segmentos LEDs o pantallas LCD. Algunas veces
viene incluido en el CI del decodificador.
•
Indicador Digital: Display a 7 segmentos o pantallas LCD.
La figura 26 muestra el plano del modulo digital de un instrumento electrónico,
basado en el CAD CA3162E y el decodificador/driver CA3161E.
Figura 26. Modulo digital de un instrumento (www.intersil.com)
Este tipo de bioinstrumento solo se limita a presentar la lectura correspondiente
a los valores de la señal que se encuentra bajo estudio. La figura 27 muestra un
modelo comercial de termómetro digital básico.
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Figura 27. Termómetro electrónico digital lógica cableada (www.icespedes.com)
2.4.3 BIOINSTRUMENTO DIGITAL CON LOGICA PROGRAMADA
Se considera que un bioinstrumento es digital con lógica programada cuando
utiliza microcontroladores o microprocesadores, que son circuitos integrados
programables y se presenta la información en un display de siete segmentos o
en una pantalla de cristal liquido (LCD). Este tipo de instrumentos es mas
“inteligente” que el anterior, pues mediante la programación del microcontrolador
el instrumento puede avisar cuando la señal ha sobrepasado un limite superior o
cuando ha disminuido por debajo de un limite inferior. Por ejemplo en el caso de
termómetros clínicos, cuando la temperatura aumenta un grado centígrado por
encima de 37.5 °C, suena una alarma que indica fiebre y cuando disminuye un
grado por debajo de lo normal, suena una alarma indicando hipotermia. La figura
28 muestra el diagrama de bloques de este tipo de bioinstrumentos electrónicos.
Y(t)
CAD
MICROCONTROLADOR
INDICADOR
DIGITAL
Figura 28. Diagrama de bloques de un bioisntrumento digital con lógica programada
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•
Y(t): Señal análoga eléctrica debidamente tratada y que es proporcional a
la señal a medir X(t). (Véase la ubicación de Y(t) en la figura 23)
•
CAD: Convertidor Análogo/Digital. Convierte la información análoga a
formato binario codificado, por ejemplo BCD. En la mayoría de los casos
este modulo esta incluido dentro del microcontrolador
•
Microcontrolador: Circuito Integrado programable que contiene CPU,
RAM, ROM, ALU, etc. Es un computador en un chip. Permite no solo
presentar la información, sino que mediante programación puede
suministrar información adicional sobre el estado de la bioseñal.
La figura 29 muestra el modelo de un termómetro clínico comercial.
Figura 29. Termómetro clínico con microcontrolador (www.pacienteplus.com)
La figura 30, muestra el diagrama de bloques de un monitor de signos vitales,
empleado
para medir presión arterial, temperatura,
registrar la
señal
electrocardiográfica y a partir de esta medir el ritmo cardiaco.
Figura 30. Diagrama de bloques de un monitor de signos vitales (www.ti.com)
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Observe como se amplifica (amplificadores de instrumentacion) cada una de las
señales, se filtran y entran a un Multiplexor análogo (MUX) controlado desde la
CPU, para luego hacer la conversión A/D que digitaliza las señales y entran al
microprocesador (CPU) o al Procesador Digital de Señales (DSP) en donde se
efectúan cálculos y mediciones de las mismas para luego presentar las medidas
respectivas y su variación en el tiempo en el display de cristal liquido (LCD).
2.4.4 BIOINSTRUMENTO VIRTUAL
Instrumentacion virtual se refiere al uso del computador para efectuar
adquisición, análisis y presentación de datos provenientes de señales. El
instrumento virtual también involucra la interfaz hombre-máquina, las funciones
de análisis y procesamiento de señales, las rutinas de almacenamiento de datos
y la comunicación con otros equipos. Se denomina virtual, ya que el computador
en si mismo no es un bioinstrumento como lo es el monitor de signos vitales,
sino que se puede utilizar para cumplir las mismas funciones. En este caso, el
usuario mismo es quién, a través del software, define su funcionalidad y
"apariencia" y por ello se dice que "virtualizamos" el instrumento, ya que su
funcionalidad puede ser definida una y otra vez por el usuario y no por el
fabricante. El instrumento virtual es definido entonces como una capa de
software y hardware que se le agrega a un PC en tal forma que permite a los
usuarios interactuar con la computadora como si estuviesen utilizando su propio
instrumento electrónico "hecho a la medida". En el instrumento virtual, el
software es la clave del sistema, a diferencia del instrumento tradicional, donde
la clave es el hardware. Con el sistema indicado anteriormente, se puede
construir un electrocardiógrafo "personalizado", con la interfaz gráfica que se
desee, agregándole inclusive más funcionalidad. Sin embargo, este mismo
sistema puede también ser utilizado en la medición de los signos vitales,
construyéndose así un monitor de signos vitales virtual. Es allí donde radica uno
de los principales beneficios del instrumento virtual, su flexibilidad. Este
instrumento virtual no sólo permite visualizar las señales, sino que a la vez
permite graficar su espectro de potencia en forma simultánea, algo que no se
puede hacer con un instrumento convencional.
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Los tres componentes principales de un bioinstrumento son, la tarjeta de
adquisición de datos, el computador mismo y el software. La figura 31 muestra el
diagrama de bloques de un bioinstrumento virtual.
SOFTWARE
COMPUTADOR
Y(t)
TAD
Figura 31. Diagrama de bloques de un bioinstrumento virtual
•
Y(t): Señal análoga eléctrica debidamente tratada y que es proporcional a
la señal a medir X(t). (Véase la ubicación de Y(t) en la figura 23)
•
TAD: Tarjeta de adquisición de Datos. Se encarga de digitalizar las
bioseñales y convertirlas al protocolo que maneja el puerto de
comunicación al cual se ha conectado (RS232, USB, ETHERNET)
•
Computador: Se desempeña como instrumento virtual.
•
Software: Programa informático encargado de la adquisición, registro,
análisis y procesamiento de las bioseñales.
La figura 32 muestra un electrocardiograma tomado con el popular sistema de
instrumentacion virtual Labview.
Figura 32. Electrocardiograma tomado con Labview (www.e-dsp.com)
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3. SEÑALES BIOMÉDICAS
3.1 DEFINICION DE SEÑAL BIOMÉDICA
Una señal es una cantidad que varia en el tiempo y por lo tanto contiene
información. En el cuerpo humano cada sistema genera una cantidad de señales
que informan sobre el estado del mismo, normal o enfermo. Una enfermedad o
defecto en un sistema causa una alteración y por lo tanto genera señales que
son diferentes a las señales en estado normal. Para ilustrar, tenemos las
señales ElectroCardioGráficas (ECG), que suministran información sobre el
estado del sistema eléctrico del corazón. Por ejemplo, la figura 33 muestra la
señal de electrocardiografía (ECG) de un paciente sano y la de la figura 34
muestra la de un paciente enfermo con taquicardia supraventricular (aumento de
los latidos cardiacos por minuto).
Figura 33. Señal ECG paciente sano
Figura 34. Señal ECG paciente enfermo de taquicardia supraventicular
Comparando la segunda señal con respecto a la primera se puede observar que
los picos máximos (correspondientes al latido)
se presentan con mayor
frecuencia y que la pequeña onda que precede a la onda de mayor amplitud no
esta presente. El cardiólogo esta entrenado para percibir estas diferencias con
respecto a la señal ECG normal y con base a ello emite su diagnostico.
Como las señales provenientes del cuerpo humano son de origen biológico
reciben el nombre de bioseñales.
Estas diferencias en la forma de las señales, se refleja en el dominio de la
frecuencia al aplicar la Transformada Rápida de Fourier (FFT) para determinar
su contenido espectral. Las figuras 35 y 36 muestran el espectro de frecuencias
del ECG correspondientes a las señales de la figura 33 y 34 respectivamente.
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Obsérvese como el espectro de frecuencia de la señal ECG normal tiene un
mayor contenido de armónicos que la de señal correspondiente a la taquicardia
supraventricular.
Figura 35. Espectro de frecuencia de la señal ECG paciente sano
Figura 36. Espectro de frecuencia de la señal ECG paciente enfermo de taquicardia
supraventicular
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3.2 TIPOS DE SEÑALES BIOMEDICAS
A continuación se mostrará de forma breve los tipos de bioseñales más
importantes del cuerpo humano y los equipos electrónicos empleados en su
medición y registro.
3.2.1 SEÑALES DE BIOIMPEDANCIA
La impedancia eléctrica de los tejidos, Z(t), contiene información importante
sobre su composición, volumen y distribución sanguínea, actividad endocrina,
actividad del sistema nervioso y mas. Se aplica al cuerpo una fuente de corriente
alterna con una frecuencia en el rango de 200 Khz. a 1 Mhz, con el propósito de
evitar la estimulación del sistema neuromuscular. Las amplitudes de estas
corrientes sinusoidales van desde 20 µA a 20 mA, para lograr bajas densidades
de corriente y evitar el recalentamiento de los tejidos, lo que cambiaría el valor
de la impedancia de los mismos, ya que en condiciones normales los tejidos se
encuentran a una temperatura de 37.5 °C.
Se utilizan 4 electrodos, dos conectan la fuente de corriente AC (no de voltaje) e
inyectan esta al tejido bajo estudio y los restantes se ubican sobre el tejido en
investigación y se utilizan para medir la caída de tensión generada por la
corriente y la Z(t) del tejido. La figura 37, muestra la aplicación de los electrodos
en la técnica de bioimpedanciometría.
Figura 37. Técnica de la bioimpedanciometría torácica (http://butler.cc.tut.fi)
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La figura 38, muestra la grafica de la Z(t) torácica, la variación de la misma con
respecto al tiempo dZ(t)/dt y su correlación con la señal de ECG y la de
fonocardiografía (PCG).
Figura 38. Señal de bioimpedanciometría torácica Z(t) (http://butler.cc.tut.fi)
Una de las aplicaciones de la técnica de bioimpedanciometría es la de medir el
porcentaje de grasa corporal de un paciente, con el propósito de análisis
nutricional y de obesidad. La figura 39, muestra un medidor digital de grasa
corporal comercial.
Figura 39. Medidor de Grasa Corporal (www.omrom.com)
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3.2.2 SEÑALES BIOACUSTICAS
Muchos fenómenos biomédicos generan señales acústicas. La medición y
registro de estas suministran información acerca del fenómeno que lo produce.
Por ejemplo, el flujo de sangre en el corazón o a través de las válvulas cardiacas
genera sonidos típicos, cuya técnica de estudio se denomina FonoCardioGrafía
(FCG). El flujo de aire a través de las vías aéreas superiores e inferiores también
produce ruidos acústicos, sonidos como la tos, ronquidos y sonidos pulmonares
se utilizan extensamente en medicina. La contracción muscular también produce
sonidos (Fonomiografía).
Ahora bien, como la energía acústica se propaga a través del medio biológico,
la señal bioacústica se puede adquirir en la superficie del cuerpo utilizando
transductores acústicos (micrófonos). La figura 40, muestra en la parte inferior,
la señal acústica producida por la actividad del corazón correlacionada con la
señal ECG, el volumen ventricular y la presión arterial. Se muestran tres
sonidos, denominados S1, S2 y S3 respectivamente, producidos durante un ciclo
cardiaco.
Figura 40. Señal FCG (www.upload.wikimedia.org)
La figura 41, muestra un sistema de instrumentacion virtual, para medir, registrar
y analizar las señales de FCG.
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Figura 41. Instrumentacion virtual para adquisición y registro de FCG
(www.thehealthcarenet.com)
3.2.3 SEÑALES BIOMAGNETICAS
Varios órganos, como el cerebro, el corazón y los pulmones generan campos
magnéticos extremadamente débiles. La medición y registro de tales campos
suministra información no incluida en otras bioseñales. Por ejemplo la técnica
para medir los campos magnéticos producidos por el corazón se denomina
MagnetoCardioGrafía
(MCG),
la
de
los
músculos
se
denomina
MagnetoMioGrafía (MMG) y la del cerebro MagnetoEncefaloGrafía (MEG).
Debido al bajo nivel de los campos biomagnéticos se deben tomar precauciones
extremas en el sistema de instrumentación empleado para medir estas
bioseñales, ya que el solo campo magnético terrestre es un ruido de fondo.
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La figura 42, muestra los espectros de frecuencia de las señales MCG, MMG y
MEG en comparación con otros campos magnéticos.
Figura 42. Señales Biomagnéticas del cuerpo humano (http://butler.cc.tut.fi)
El electromagnetismo, se basa en el principio de que toda corriente eléctrica que
circula por un conductor produce un campo magnético, cuya intensidad es
proporcional a la intensidad de la corriente. En la figura 43, se muestra como las
corrientes iónicas que producen el campo eléctrico de la actividad cardiaca
(ECG Lead II), es la fuente del campo magnético cardiaco, que induce un
potencial eléctrico en el transductor, que en este caso es una bobina.
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Figura 43. Origen de los campos magnéticos del corazón (http://butler.cc.tut.fi)
La figura 44, muestra un equipo para adquirir las señales biomagnéticas
producidas por la actividad cerebral (MEG).
Figura 44. Equipo de MEG (http://biomag.uni-muenster.de)
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3.2.4 SEÑALES BIOMECANICAS
Incluyen todas aquellas señales que se originan de una función mecánica del
cuerpo humano. Algunas de estas señales son el desplazamiento, velocidad,
aceleración, fuerza, presión, flujo. El fenómeno mecánico, no se propaga, como
si lo hacen los campos magnéticos, los eléctricos y las ondas acústicas. Por lo
general, la medición se hace en el sitio exacto donde se origina la señal
biomecánica. La figura 45 muestra la medición de la presión arterial aortica de
forma no invasiva mediante el clásico brazalete. El examen de la presión arterial
se usa para medir la fuerza con la que la sangre está siendo bombeada por el
corazón a través de las arterias y la fuerza de éstas a medida que resisten el
flujo sanguíneo.
Figura 45. Medición de la presión arterial (http://healthlibrary.epnet.com)
La figura 46, muestra la señal de presión ventricular, medida mediante método
invasivo.
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Figura 46. Señal de la presión sanguínea ventricular (www.bme.gatech.edu)
La figura 47, muestra un modelo comercial empleado para medir la presión
arterial de forma no invasiva
Figura 47. Monitor de presión arterial (www.somatechnology.com)
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3.2.5 SEÑALES BIOQUIMICAS
Son el resultado de mediciones químicas de los tejidos vivos o de muestras
analizadas en el laboratorio químico. Por ejemplo, la medición de concentración
de iones dentro y fuera de la célula, por medio de electrodos específicos para
cada ion, como también la presión parcial de oxígeno (pO2) y de dióxido de
carbono (pCO2) en la sangre o en el sistema respiratorio.
La figura 48, muestra un modelo comercial de un glucómetro, que es un
instrumento para efectuar el examen de glicemia que consiste en medir la
concentración de azúcar en la sangre, para el control de la diabetes.
Figura 48. Glucometro (www.sanborns.com.mx)
3.3.6 SEÑALES BIOOPTICAS
Son el resultado de funciones ópticas de los sistemas biológicos que ocurren
naturalmente o inducidas para medición. La oxigenación sanguínea puede
estimarse midiendo la luz transmitida y reflejada por los tejidos a distintas
longitudes de onda. Puede obtenerse información importante acerca del feto
midiendo la fluorescencia del líquido amniótico. El desarrollo de la tecnología de
la fibra óptica ha ampliado el espectro de medición de estas señales.
La figura 49, muestra un modelo comercial para medir el porcentaje de glóbulos
rojos en las arterias que están transportando oxigeno, a esta variable se le
denomina saturación de oxigeno (SpO2) y el equipo se denomina oxímetro de
pulso.
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Figura 49. Oxímetro de pulso digital (www.burtons.uk.com)
3.2.7 SEÑALES BIOELECTRICAS
Su fuente son los potenciales de transmembrana celular, el cual ante ciertas
condiciones puede variar para generar un potencial de acción. En mediciones
sobre células aisladas, donde se utilizan microelectrodos como transductores, el
potencial de acción es en sí mismo la señal biomédica. En mediciones sobre
grandes grupos celulares, donde se utilizan electrodos de superficie como
transductores, el campo eléctrico generado por la acción de muchas células
distribuidas en las vecindades de los electrodos constituye la señal biomédica.
Las más importantes y estudiadas son:
•
Electrocardiografía (ECG): Actividad eléctrica del corazón
•
Electroencefalografía (EEG): Actividad eléctrica del cerebro
•
Electromiografía (EMG): Actividad eléctrica de los músculos
El campo eléctrico se propaga a través del medio biológico, y así el potencial
puede adquirirse a distancia desde la superficie del sistema en estudio,
eliminándose la necesidad de invadirlo. La señal bioeléctrica utiliza electrodos
como transductores ya que la conducción eléctrica en el medio biológico es a
través de iones, mientras que en el sistema de medición la conducción es
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mediante electrones. La figura 50, muestra las señales ECG, tomadas con un
electrocardiógrafo.
Figura 50. Señales ECG (electronicdesign.com)
La figura 51, muestra un modelo de un electrocardiógrafo digital.
Figura 51. Electrocardiógrafo digital (www.tmamedica.com)
La figura 52, muestra las señales EEG, tomadas con un electroencefalógrafo.
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Figura 52. Señales EEG (http://butler.cc.tut.fi)
La figura 53, muestra un modelo comercial de un electroencefalógrafo.
Figura 53. Electroencefalógrafo virtual (www.twistermedical.com)
La figura 54, muestra una señal de EMG, tomada con un electromiógrafo virtual.
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Figura 54. Señal de EMG (www.dataq.com)
La figura 55, muestra un modelo comercial de un electromiógrafo.
Figura 55. Electromiógrafo virtual (www. catalogomedico.com.mx)
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3.3 CARACTERIZACION DE SEÑALES BIOMEDICAS
La tabla numero uno, caracteriza las principales señales bioeléctricas del cuerpo
humano, en donde se considera su rango de amplitud, el espectro de frecuencia
y el sensor utilizado para medirlas.
Tabla 1. Caracterización de señales bioeléctricas
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4. AMPLIFICADORES DE BIOINSTRUMENTACIÓN
Se denominan amplificadores de bioinstrumentación a los amplificadores de
instrumentacion que han sido diseñados para aplicaciones médicas, tal como los
INA 114, INA 331 e INA 126 fabricados por la Texas Instruments o el AD620 de
Analog Device. La figura 56 muestra algunas de las aplicaciones de un
amplificador de bioinstrumentación, tales como, amplificación de bioseñales,
adquisición de imágenes medicas, ingeniería de rehabilitación (prótesis de
mano).
Figura 56. Aplicaciones medicas de un amplificador de bioinstrumentación (www.analog.com)
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4.1
PARAMETROS
DE
SELECCIÓN
DE
UN
AMPLIFICADOR
DE
BIOINSTRUMENTACIÓN
Un amplificador de instrumentación es un dispositivo electrónico capaz de lograr
amplificaciones importantes señales diferenciales, con muy bajo ruido, con
alimentación simple o doble, baja deriva térmica, bajo consumo y variación de la
salida hasta los límites de la alimentación, es decir sin caída en la salida. Las
bioseñales son enmascaradas por ruidos eléctricos provenientes principalmente
de la red eléctrica de 60Hz y por lo tanto se hace indispensable la amplificación
con estos dispositivos.
Las principales características de los amplificadores de instrumentación que
conforman el conjunto de parámetros de selección son las siguientes:
1) Son amplificadores diferenciales con una ganancia diferencial precisa y
estable, generalmente en el rango de 1 a 1000. Su ganancia diferencial se
controlada mediante un único elemento analógicos (potenciómetro resistivo) o
digital (conmutadores) lo que facilita su ajuste.
2) Su ganancia en modo común debe ser muy baja respecto de la ganancia
diferencial, esto es, debe ofrecer una CMRR muy alta en todo el rango de
frecuencia en que opera.
3) Impedancia de los terminales de entrada muy alta para que su ganancia no se
vea afectada por la impedancia de la fuente de entrada.
4) Impedancia de salida muy baja para que su ganancia no se vea afectada por
la carga que se conecta a su salida.
5) Bajo nivel de la tensión de offset del amplificador y baja deriva en el tiempo y
con la temperatura, a fin de poder trabajar con señales de continua muy
pequeñas.
6) Ancho de banda ajustada a la que se necesita en el diseño.
7) Un factor de ruido muy próximo a la unidad, esto es, que no incremente el
ruido.
8) Una razón de rechazo al rizado a la fuente de alimentación muy alto.
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4.2 AMPLIFICADOR DE BIOINSTRUMENTACIÓN INA114
La siguiente información esta tomada de la hoja de especificaciones técnicas del
fabricante. (http://focus.ti.com/docs/prod/folders/print/ina114.html)
•
DESCRIPCION: El INA114 es un amplificador de instrumentacion de
propósito general, de bajo costo y alta exactitud. Esta construido con la
configuración clásica de 3 amplificadores operacionales. Su ganancia se
puede ajustar desde 1 hasta 10.000 con una simple resistencia conectada
externamente entre los pines 1 y 8. Cuenta con un circuito de protección
de entrada para recortar tensiones mayores a +/- 40V y evitar así danos
por sobre tensiones. (Esto es muy importante cuando el INA114 se utiliza
en el modulo ECG de un monitor de signos vitales, en donde en la Unidad
de Cuidados Intensivos, se puede aplicar al paciente un defibrilador,
cuando el paciente se encuentra en paro cardiaco, y este equipo entrega
picos de voltaje del orden de 1 a 3 KV que se van por los cables de
electrocardiografía hacia el INA114.)
•
CARACTERISTICAS TECNICAS:
- Bajo voltaje offset: 50µV
- Baja deriva térmica: 0.25 µV/°C
- Baja corriente de polarización de entrada: 2nA
- Alta Relación de Rechazo en Modo Común: 115 dB mínima
- Protección contra sobre voltaje de entrada: +/- 40V
- Amplio rango de alimentación: +/- (2.5 a 18V)
- Bajo consumo de corriente en reposo: 3 mA
- Impedancia de entrada: 1012 Ω
- Ruido térmico de voltaje: 11 nV/(Hz) ½ (f = 1 KHz)
- Máximo voltaje de salida: +/- 13.7V
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- Ancho de banda: 1 KHz (Ganancia = 1000), suficiente para la
. amplificación de la mayoría de bioseñales en instrumentacion medica.
•
APLICACIONES:
- Amplificador de puentes (Wheatstone y AC)
- Amplificador de termocuplas
- Amplificador de sensores RTD (Resistencias Dependientes de la
Temperatura)
- Adquisición de datos (Adecuar la señal de entrada al convertidor
análogo/digital)
- Instrumentacion Medica (Aplicaciones en instrumentacion diagnostica)
La figura 57, muestra el circuito interno del INA114:
Figura 57. Circuito interno del INA114
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4.3 AMPLIFICADOR DE BIOINSTRUMENTACIÓN INA331
La siguiente información esta tomada de la hoja de especificaciones técnicas del
fabricante. (http://focus.ti.com/docs/prod/folders/print/ina331.html)
•
DESCRIPCION: El INA331 es un amplificador de instrumentacion CMOS
de baja potencia, de amplio rango de aplicaciones. Es de bajo costo y
amplificación de bajo ruido, como también es un circuito integrado de bajo
consumo que puede ser alimentado con baterías. Necesita de solo una
fuente de alimentación.
•
CARACTERISTICAS TECNICAS:
- Bajo voltaje offset: 250µV
- Baja deriva térmica: 5 µV/°C
- Baja corriente de polarización de entrada: 0.5pA
- Alta Relación de Rechazo en Modo Común: 94 dB mínima
- Rango de alimentación: +(2.5 a 5.5V)
- Bajo consumo de corriente en reposo: 415 µA
- Impedancia de entrada: 1013 Ω
- Ruido térmico de voltaje: 46 nV/(Hz) ½ (f = 1 KHz)
- Máximo voltaje de salida: +5.5V
- Rango de Ganancia: 5 a 1000
- Ancho de banda: 2 MHz (Ganancia = 25)
•
APLICACIONES:
- Amplificador de puentes (Wheatstone y AC)
- Amplificador de termocuplas
- Amplificador de sensores RTD (Resistencias Dependientes de la
Temperatura)
- Adquisición de datos (Adecuar la señal de entrada al convertidor
análogo/digital)
- Audio amplificación
- Sistemas de telecomunicación
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- Autotrónica
- Instrumentacion Medica (Aplicaciones en instrumentacion diagnostica)
La figura 57, muestra el circuito interno del INA331:
Figura 57. Circuito interno del INA331
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4.4 AMPLIFICADOR DE BIOINSTRUMENTACIÓN INA126
La siguiente información esta tomada de la hoja de especificaciones técnicas del
fabricante. (http://focus.ti.com/docs/prod/folders/print/ina126.html)
•
DESCRIPCION: El INA126 es un amplificador de instrumentacion de
precisión, bajo ruido, baja corriente de consumo, lo que lo hace ideal para
instrumentos portátiles alimentados con baterías.
•
CARACTERISTICAS TECNICAS:
- Bajo voltaje offset: 250µV
- Baja deriva térmica: 3 µV/°C
- Baja corriente de polarización de entrada: 10nA
- Alta Relación de Rechazo en Modo Común: 94 dB mínima
- Rango de alimentación: +/-(1.35 a 18V)
- Bajo consumo de corriente en reposo: 175 µA
- Impedancia de entrada: 109 Ω
- Ruido térmico de voltaje: 35 nV/(Hz) ½ (f = 1 KHz)
- Máximo voltaje de salida: +/- 17.1V
- Rango de Ganancia: 5 a 10000
- Ancho de banda: 1.8 KHz (Ganancia = 500)
•
APLICACIONES:
- Amplificador de puentes (Wheatstone y AC)
- Amplificador de termocuplas
- Amplificador de sensores RTD (Resistencias Dependientes de la
Temperatura)
- Adquisición de datos (Adecuar la señal de entrada al convertidor
análogo/digital)
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- Instrumentación portátil
- Instrumentacion Medica (Aplicaciones en instrumentacion diagnostica)
La figura 58, muestra el circuito interno del INA126:
Figura 58. Circuito interno del INA126
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5. TERMOMETRIA CLINICA
La temperatura es considerada un signo vital, es decir, el valor de esta variable
es un indicador medico importante a la hora de determinar el estado de salud del
paciente. Por lo tanto, es necesario desarrollar sistemas electrónicos exactos y
confiables para medirla y registrarla.
5.1 TERMORREGULACION
Es la capacidad del cuerpo para regular su temperatura. Los animales
homeotermos tienen capacidad para regular su propia temperatura.
La temperatura normal del cuerpo de una persona varía dependiendo de su
sexo, su actividad reciente, el consumo de alimentos y líquidos, la hora del día y,
en las mujeres, de la fase del ciclo menstrual en la que se encuentren. La
temperatura corporal normal, de acuerdo con la Asociación Médica Americana
(American Medical Association), puede oscilar entre 36,5 y 37,2°C.
En el caso de los humanos, el control de la temperatura es increíble, ya que este
no pasa más allá de los 0,6 ºC, aún sometidos a temperaturas altas (60 ºC) o
relativamente bajas (12 ºC). Todo lo relacionado con la temperatura animal ha
sido medido cada vez con más precisión desde 1592 con la creación del primer
termómetro.
5.2 LA FIEBRE
Los seres humanos tienen desarrollado mecanismos fisiológicos que les
permiten tener una temperatura corporal constante. Sin embargo, el equilibrio
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calórico de un organismo se puede perder con gran facilidad y ocasionar
alteraciones como la fiebre. La fiebre es una alteración del “termostato" corporal,
ubicado en el hipotálamo, que conduce a un aumento de la temperatura corporal
sobre el valor normal. Éstos pueden ser causados por: Enfermedades
Infecciosas Bacterianas, Lesiones Cerebrales, Golpes de Calor.
Enfermedades infecciosas bacterianas: Es el caso de las bacterias que
generan toxinas, que afectan al hipotálamo, aumentando la temperatura. Esto
afecta a los mecanismos de ganancia de calor, los cuales se activan. Los
compuestos químicos que generan aumento de temperatura son los pirógenos
Lesiones cerebrales: Al practicar cirugías cerebrales se puede causar daño
involuntariamente en el Hipotálamo, el cual controla la temperatura corporal.
Esta alteración ocurre también por tumores que crecen en el cerebro,
específicamente en el Hipotálamo, de manera que el termostato corporal se
daña, desencadenando estados febriles graves. Cualquier lesión a esta
importante estructura puede alterar el control de la temperatura corporal
ocasionando fiebre permanente.
Golpes de calor: El límite de calor que puede aumentar el humano, está
relacionado con la humedad ambiental. Así, si el ambiente es seco y con viento,
se pueden generar corrientes de convección, que enfrían el cuerpo. Por el
contrario, si la humedad ambiental es alta, no se producen corrientes de
convección y la sudoración disminuye, el cuerpo comienza a absorber calor y se
genera un estado de fiebre. Esta situación se agudiza más aún si el cuerpo está
sumergido en agua caliente.
En el ser humano se produce una aclimatación a las temperaturas altas, así
nuestra temperatura corporal puede llegar a igualar la del medio ambiente sin
peligro de muerte. Los cambios físicos que conducen a esta aclimatación son: el
aumento de la sudoración, el incremento del volumen plasmático y la
disminución de la pérdida de sal a través del sudor.
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5.3 REACCIONES DEL CUERPO A LOS CAMBIOS TERMICOS
5.3.1 AL CALOR
36 °C: Temperatura normal del cuerpo, ésta puede oscilar entre 36-37,5 ºC
38 °C: Se produce un ligero sudor con sensación desagradable y un mareo leve.
39 °C: Pirexia, existe abundante sudor acompañado de rubor, con taquicardias y
disnea. Puede surgir agotamiento. Los epilepticos y los niños pueden sufrir
convulsiones llegados a este punto.
40 °C: Mareos, vértigos, deshidratación, debilidad, náuseas, vómitos, cefalea y
sudor profundo.
41 °C: Urgencia. Todo lo anterior más acentuado, también puede existir
confusión, alucinaciones, delirios y somnolencia.
42 °C: Además de lo anterior, el sujeto puede tener palidez o rubor. Puede llegar
al coma, con hiper o hipotensión y una gran taquicardia.
43 °C: Normalmente aquí se sucede la muerte o deja como secuelas diversos
daños cerebrales, se acompaña de continuas convulsiones y shock. Puede
existir el paro cardiorrespiratorio.
44 °C ó superior: La muerte es casi segura, no obstante, existen personas que
han llegado a soportar 46 °C.
5.3.2 AL FRIO
35 °C: Se llama hipotermia cuando es inferior a 35 °C. Se presenta temblor
intenso, entumecimiento y coloración azulada/gris de la piel.
34 °C: Temblor severo, pérdida de capacidad de movimiento en los dedos,
cianosis y confusión. Puede haber cambios en el comportamiento.
33 °C: Confusión moderada, adormecimiento, arreflexia, progresiva pérdida de
temblor, bradicardia, disnea. El sujeto no reacciona a ciertos estímulos.
32 °C: Urgencia. Alucinaciones, delirio, gran confusión, muy adormilado
pudiendo llegar incluso al coma. El temblor desaparece, el sujeto incluso puede
creer que su temperatura es normal. Hay arreflexia, o los reflejos son muy
débiles.
31 °C: Existe coma, es muy extraño que esté conciente. Ausencia de reflejos,
bradicardia severa. Hay posibilidad de que surjan graves problemas de corazón.
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28 °C: Alteraciones graves de corazón, pueden acompañarse de apnea e
incluso de aparentar o incluso estar muerto.
26-24 °C ó inferior: Aquí la muerte normalmente ocurre por alteraciones
cardiorrespiratorias, no obstante, algunos pacientes han sobrevivido a bajas
temperaturas aparentando estar muertos a temperaturas inferiores a 14 °C.
5.4 TERMISTORES CLÍNICOS
Un Termistor NTC (Negative Temperature Coefficient) es una resistencia
variable cuyo valor va decreciendo a medida que aumenta la temperatura. Son
resistencias de coeficiente de temperatura negativo, constituidas por un cuerpo
semiconductor cuyo coeficiente de temperatura es elevado, es decir, su
conductividad crece muy rápidamente con la temperatura. Se emplean en su
fabricación óxidos semiconductores de níquel, zinc, cobalto, etc.
La relación entre la resistencia y la temperatura no es lineal sino exponencial,
como lo muestra la figura 60.
Figura 60. Relacion R Vs. T de un NTC (www.betatherm.com)
La ecuación que relaciona la Resistencia con la Temperatura es la siguiente:
R(T) = Ro e β (1/T – 1/To) ,(Ecuación 1), donde:
•
To: Temperatura inicial del rango de medida (°K),
•
Ro: Resistencia del termistor a la temperatura To (Ω),
•
β: Constante térmica (°K),
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58
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•
T: Temperatura a medir (°K),
•
R(T): Resistencia del termistor a la temperatura T (Ω).
El sensor mas utilizado en termometría clínica es el termistor (NTC), por las
siguientes razones:
•
Alta exactitud: esto significa errores mínimos en la medición.
•
Rápida respuesta térmica: Cuando varia la temperatura se obtiene
rápidamente el cambio en el valor de la resistencia.
•
Pequeño tamaño: permite introducirlo en el canal auditivo para medir la
temperatura del oído medio.
•
Alta resolución: pequeños cambios en la temperatura producen cambios
detectables en la resistencia del sensor. Es norma en termometría clínica
que los sensores tengan una resolución menor de 0.1 °C.
•
Alta estabilidad: su relación salida entrada es estable.
•
Larga vida: el paso del tiempo no lo envejecen tan rápidamente
conservando los valores de sus parámetros técnicos.
La figura 61muestra modelos comerciales de sensores NTC de aplicación
clínica.
Figura 61. Sensor térmico clínico NTC (www.advindsys.com)
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Las siguientes son las especificaciones técnicas de sensores NTC del fabricante
americano U.S.SENSOR (www.ussensor.com):
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5.5 DISEÑO DE UN TERMOMETRO CLINICO
La figura 62 muestra el diagrama de bloques del módulo de temperatura de un
termómetro clínico.
T
NTC
CIRCUITO
MICROCONTROLADO
R(T)
ADECUADOR
DE SEÑAL
Vo4(T)
Vo1(T)
FILTRO
PASABAJAS
AMPLIFICADOR
Vo3(T)
Vo2(T)
CIRCUITO DE
CALIBRACION
Figura 62. Modulo de temperatura de un monitor de signos vitales
A continuación se describe la función de cada etapa del módulo:
5.5.1 NTC
Termistor clínico (Estudiado en el numeral anterior)
5.5.2 ADECUADOR DE SEÑAL
Consiste en un amplificador no inversor, en donde la salida, Vo1(T), es
proporcional al producto entre la resistencia del NTC y una corriente DC menor a
100 µA. Este valor de la intensidad de la corriente garantiza que el NTC no se
autocaliente por ley de Joule. Además, al NTC se le conecta una resistencia en
paralelo (Rp), con el propósito de linealizar la relación Resistencia versus
Temperatura del sensor. El valor de Rp en la práctica, se toma como el valor de
la resistencia del NTC a la mitad del rango de temperatura medido. Por ejemplo,
en el caso de termometría clínica, el rango de temperatura a medir va desde 33
°C hasta 43 °C y por lo tanto la mitad de la escala corresponde a 38 °C. Si se
utilizara el sensor mencionado en el numeral 6.4 referencia PR222J2, su
resistencia a 38°C, sería de 1301.1 Ω.
La figura 63, muestra el circuito del adecuador de señal.
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Rp
I = 100 µA
Figura 63. Adecuador de señal
5.5.3 AMPLIFICADOR
Como la salida de la etapa anterior es negativa y está en el orden de los 100
mV, es necesario amplificar esta señal diez veces con otro amplificador inversor
cuya salida sea ahora positiva, Vo2(T). La figura 64 muestra esta etapa
amplificadora.
Figura 64. Etapa amplificadora
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5.5.4 CIRCUITO DE CALIBRACIÓN
Consiste en un amplificador de instrumentacion (INA 114), a cuya entrada
inversora se conecta Vo2(T) y a la no inversora se le conecta un divisor de
voltaje basado en un potenciómetro de precisión para calibrar la temperatura
mínima (33 °C). Esto se hace, colocando el NTC a
33 °C y ajustando el
potenciómetro
del
de
precisión
hasta
que
la
salida
amplificador
de
instrumentacion, Vo3(T), sea cero. El ajuste de plena escala se hace colocando
el NTC a 43 °C y se ajusta la resistencia de ganancia, Rg, del amplificador de
instrumentacion hasta que la salida de este es de 5V, ya que el convertidor
análogo digital dentro del microcontrolador, convierte a digital, señales análogas
que varíen desde cero a 5V. La figura 65 muestra el circuito de calibración.
Figura 65. Etapa de calibración
5.5.5 FILTRO PASABAJAS
El espectro de la señal térmica del cuerpo humano, va desde DC hasta 5 Hz. Se
emplea el filtro pasabandas con frecuencia de corte a 10 Hz y atenuación de 20
dB/década, para eliminar ruidos de 60 Hz inducidos por la red de potencia
eléctrica y ruidos de 120 Hz inducidos por rectificadores de onda completa de las
fuentes de alimentación. En la banda pasante del filtro Vo3(T) es igual a Vo4(T).
La figura 66 muestra el circuito del filtro pasabajas.
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Figura 66. Filtro pasabajas
5.5.6 CIRCUITO MICROCONTROLADO
En un monitor de signos vitales convencional, la salida del filtro pasabajas, se
conecta a un convertidor análogo/digital de alta resolución (10 bits o mas) y a su
vez la salida de este se conecta a la entrada de un microprocesador.
Ahora bien, si el monitor de signos vitales es virtual, es decir, se utiliza un
computador externo para visualizar la información y almacenarla, las señales de
los signos vitales, una vez han recibido el correspondiente proceso análogo para
que sus variaciones sean positivas y oscilen en el rango de 0 a 5V, se conectan
a
la
entrada
de
un
microcontrolador
que
dispone
de
convertidores
análogo/digitales y mediante múltiplexación en el tiempo, se digitalizan para
entregárselas a un puerto de comunicación del computador, que bien pudiera
ser el puerto USB (Bus Serial Universal). Esto se hace mediante un circuito que
convierte el formato binario puro en protocolo USB.
El circuito de la figura 67 muestra la etapa microcontrolada de un termómetro
clínico que entrega la información en un display LCD y que emite una alarma
acústica, mediante un zumbador, cuando la temperatura del paciente es mayor a
38 °C (hipertermia) o cuando es menor a 35 °C (hipotermia), como también se
encienden y apagan los diodos emisores de luz (LED) respectivos.
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MICROCONTROLADOR
Vo4(T)
HIPERTERMIA
HIPOTERMIA
NORMAL
Figura 67.Etapa microcontrolada de un termómetro clínico
5.6 TERMOMETRO CLINICO COMERCIAL
Con los avances de la microelectrónica, actualmente se construyen termómetros
clínicos de pequeño volumen y bajo peso. La figura 68 muestra un modelo
comercial.
Figura 68. Termómetro clínico (www.globalsources.com)
Las siguientes son las especificaciones técnicas:
Key Specifications/Special Features:
•
Display range (Rango de medida) : 32 to 42 degrees Celsius
•
Accuracy (Exactitud): 0.1 degrees Celsius
•
Minimum scale (Resolución): 0.1 degrees Celsius
•
Measures orally (Medición oral)
•
Beeper function (Función beeper): pita cuando ha establecido la medida
•
Auto shut-off : Se apaga automáticamente después de 5 minutos
•
1.5V battery (LR/SR-41) : Alimentación con batería
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•
Size: (tamaño) 122 x 17 x 10mm
•
LCD: 20 x 7.5mm (Dimensiones de la pantalla LCD)
•
Net weight (Peso neto): 9.5g
6. GENERACIÓN DE POTENCIALES BIOLECTRICOS
Las señales bioeléctricas son las más estudiadas en el campo medico (ECG,
EEG, EMG) y por lo tanto es importante entender los principios básicos de cómo
se generan los potenciales bioeléctricos a nivel celular y como se manifiestan en
el exterior del cuerpo, para adquirirlos y procesarlos electrónicamente.
Estos potenciales se producen debido a la actividad electroquímica de las
células conocidas como excitables pertenecientes al tejido nervioso, muscular y
glandular.
Se considera que una célula se encuentra en reposo, cuando no se encuentra
excitada, es decir no está estimulada por ningún tipo de energía. En este caso
se genera una diferencia de potencial entre el interior y el exterior, denominada
potencial de reposo, debido a que no varía en el tiempo.
Así mismo, una célula está
excitada cuando experimenta una estimulación
debido a la aplicación de una energía, que puede ser de naturaleza química,
lumínica, eléctrica, magnética, mecánica, calórica, etc. En este caso, se genera
una variación dinámica en el tiempo de la diferencia de potencial intercelular, a
la que se le denomina potencial de acción.
6.1 GENERACIÓN DEL POTENCIAL DE REPOSO
Toda célula, animal o vegetal, se caracteriza por tener una membrana
semipermeable y selectiva que demarca el límite de separación entre su
estructura interna y el medio que la rodea, siempre líquido. Tanto el interior de
la
célula,
como
el
medio
ambiente
que
la
rodea,
son soluciones
electrolíticas y el sistema se caracteriza por el hecho de que en el interior
de la célula se acumula potasio, mientras en el medio externo, el ion
prevaleciente es el sodio. La figura 69 muestra la concentración de iones tanto
en el interior como en el exterior de la célula. Ambos medios se encuentran
separados por la membrana celular.
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Figura 69. Concentración de iones en las células (http://butler.cc.tut.fi)
Si estas concentraciones se igualaran, la diferencia de potencial celular seria
cero y esto representaría la muerte de la célula, tal como se puede observar en
la figura 70.
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Figura 70. Cero potencial de reposo (http://butler.cc.tut.fi)
Ahora bien, esta asimetría iónica da origen a un potencial bioeléctrico, el
denominado “Potencial de Membrana” o de reposo. En general, cuando dos
soluciones
electrolíticas
semipermeable
se encuentran
(membrana,
separadas
película, restricción,
por
etc.),
una
barrera
se establece un
potencial electroquímico, tal como se muestra en la figura 71.
Figura 71. Potencial de reposo diferente de cero (http://butler.cc.tut.fi)
La membrana celular es semipermeable, es decir, permite el flujo de algunos
iones mientras impide el paso de otros, por lo tanto se considera que es
selectiva. A continuación se indican las velocidades de los iones permeables:
•
Na+: 2 E- 8 cm/s (- permeable)
•
K+ : 2 E - 6 cm/s
•
: 4 E - 6 cm/s (+permeable)
•
Resto sustancias: 0 cm/s
En el estudio del potencial eléctrico de una célula solo se toman en cuenta los
iones con mayor permeabilidad: Na+, K+, Cl-.
Los factores que intervienen en la generación del potencial de reposo son:
•
Gradientes de difusión
•
El campo eléctrico opuesto a la difusión
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•
La membrana semipermeable.
Como [K+]i > [K+]o se presenta un gradiente de difusión, es decir una fuerza que
tiende a que la [K+]i = [K+]o y por lo tanto hace que el ion
K+ tienda a
desplazarse del interior al exterior de la célula. El mismo fenómeno hará que
iones Cl- ingresen a la célula mientras que los de Na+ por su baja permeabilidad
en reposo prácticamente no se mueven.
En vista de lo anterior, el interior de la célula es mas negativo que el exterior,
estableciéndose un campo eléctrico dirigido hacia el interior que tiende a inhibir
el flujo de K+ y Cl-. Las fuerzas de difusión y eléctricas se oponen entre si
llegándose a un estado de equilibrio entre ambas.
El rango del potencial de reposo para varios tipos de células va desde -60mV a
-100 mV. Cuando una célula se encuentra en estado de reposo se dice que está
polarizada.
A continuación se muestra la ecuación de Goldman-Hodgkin-Katz que permite
calcular el potencial de reposo:
Donde:
•
Vm = Potencial de reposo a través de la membrana
•
R = Constante universal de los gases [8.314 J/(mol·K)]
•
T = Temperatura absoluta [K]
•
F = Constante de Faraday [9.649 E04 C/mol]
•
ci,x = Concentración intracelular del ion x
•
co,x = Concentración extracelular del ion x
•
Pk, PNa, Pcl: Permeabilidades
6.2 GENERACIÓN DEL POTENCIAL DE ACCION
La membrana celular se puede excitar por corrientes iónicas que la atraviesen o
por algún tipo de energía aplicada externamente. El efecto en la membrana es el
cambio de su permeabilidad, empezando a ser más permeable al Na+. El
potencial de membrana empieza a variar, dejando de ser estático (potencial de
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69
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reposo), convirtiéndose en dinámico, generándose el potencial de acción, como
se observa en la figura 72.
Figura 72. Generación del potencial de acción
El proceso en la generación del potencial de acción es el siguiente:
1. Se aplica un estímulo a la membrana celular.
2. La membrana se hace muy permeable al Na+, presentándose una
avalancha desde el exterior al interior, intentando alcanzar el equilibrio
de concentraciones.
3. Al mismo tiempo los iones de K+ salen de la célula, a menor
velocidad. El interior llega a ser ligeramente más positivo en el interior
(+20mV).
4. La avalancha de Na+ termina cuando las concentraciones han
alcanzado el equilibrio
5. La membrana vuelve a ser impermeable al Na+ bloqueando el flujo de
este.
6. Mediante un proceso activo denominado la bomba Na-K, los iones
Na+ son expulsados rápidamente al exterior y los K+ introducidos
hasta que la membrana vuelve a su estado de reposo (-80mV).
La figura 73, muestra los canales iónicos y la bomba Na-K, descritos
anteriormente.
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Figura 73. Proceso de generación del potencial de acción (http://butler.cc.tut.fi)
El proceso desde la aplicación del estímulo, cuando la célula se encuentra en
reposo (-80 mV), hasta que se llega a los +20 mV se denomina
despolarización. Y el proceso desde los +20 mV hasta llegar de nuevo a los -80
mV se denomina repolarización.
En las células nerviosas y musculares el tiempo de repolarización
es muy
pequeño. En el músculo cardiaco está entre 150 y 300 ms.
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El potencial de acción posee una amplitud y duración fijos, independientes de la
intensidad y duración del estímulo, siempre que este supere el umbral de
excitación, este comportamiento recibe el nombre de ley del todo o nada.
La despolarización empieza en una parte determinada de la membrana y las
corrientes iónicas que circulan al generarse un potencial de acción excitan áreas
adyacentes de la célula, propagándose la excitación (despolarización). Esta
excitación puede propagarse a otras células vecinas. La velocidad a la que se
mueve un potencial de acción se denomina velocidad de propagación. En los
nervios está en el rango de 20 a 140 m/s y en el músculo cardiaco en el rango
de 0.2 a 0.4 m/s.
Aunque la medida de un potencial de acción es posible, se trata de una medida
difícil de tomar, pues requiere la colocación de un electrodo dentro de una
célula. En diagnóstico clínico se miden y registran los efectos combinados de un
número elevado de potenciales de acción empleando electrodos superficiales o
de aguja insertados en un músculo, nervio o alguna parte del cerebro. De esta
manera, la medida de un potencial bioeléctrico cualquiera, es el resultado de la
sumatoria en el tiempo de los potenciales de acción externos de un elevado
número de células: Cardiacas (ECG), Musculares (EMG), Cerebrales (EEG), etc.
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7. FUNDAMENTOS DE ELECTROCARDIOGRAFIA
En este punto, ya se tienen los conceptos básicos de cómo se generan los
potenciales de acciona nivel celular, que finalmente son los que producen las
señales bioeléctricas, entre ellas las electrocardiográficas (ECG).
Los principios de electrocardiografía que se estudian en este capitulo, muestran
como se determinan las doce señales ECG, o derivaciones (según los
cardiólogos), que son las que se adquieren, registran y analizan con
instrumentación electrónica, que son la base de los electrocardiógrafos.
7.1 ANATOMIA DEL CORAZÓN
El corazón pesa entre 7 y 15 onzas (200 a 425 gramos) y es un poco más
grande que una mano cerrada. Al final de una vida larga, el corazón de una
persona puede haber latido (es decir, haberse dilatado y contraído) más de
3.500 millones de veces. Cada día, el corazón medio late 100.000 veces,
bombeando aproximadamente 2.000 galones (7.571 litros) de sangre.
El corazón se encuentra entre los pulmones en el centro del pecho, detrás y
levemente a la izquierda del esternón. Una membrana de dos capas,
denominada «pericardio» envuelve el corazón como una bolsa. La capa externa
del pericardio rodea el nacimiento de los principales vasos sanguíneos del
corazón y está unida a la espina dorsal, al diafragma y a otras partes del cuerpo
por medio de ligamentos. La capa interna del pericardio está unida al músculo
cardíaco. Una capa de líquido separa las dos capas de la membrana,
permitiendo que el corazón se mueva al latir a la vez que permanece unido al
cuerpo.
El corazón tiene cuatro cavidades. Las cavidades superiores se denominan
aurícula izquierda y aurícula derecha y las cavidades inferiores se denominan
ventrículo izquierdo y ventrículo derecho. Una pared muscular denominada
tabique separa las aurículas izquierda y derecha y los ventrículos izquierdo y
derecho. El ventrículo izquierdo es la cavidad más grande y fuerte del corazón.
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Las paredes del ventrículo izquierdo tienen un grosor de sólo media pulgada,
pero tienen la fuerza suficiente para impeler la sangre a través de la válvula
aórtica hacia el resto del cuerpo.
La figura 74, muestra la anatomía del corazón.
Figura 74. Anatomía del corazón (www.texasheartinstitute.org)
En la figura 74 puede observarse que el corazón posee cuatro válvulas
denominadas válvulas cardiacas que controlan el flujo de sangre. Las funciones
de estas son:
•
La válvula tricúspide controla el flujo sanguíneo entre la aurícula
derecha y el ventrículo derecho.
•
La válvula pulmonar controla el flujo sanguíneo del ventrículo derecho
a las arterias pulmonares, las cuales transportan la sangre a los pulmones
para oxigenarla.
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74
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•
La válvula mitral permite que la sangre rica en oxígeno proveniente de
los pulmones pase de la aurícula izquierda al ventrículo izquierdo.
•
La válvula aórtica permite que la sangre rica en oxígeno pase del
ventrículo izquierdo a la aorta, la arteria más grande del cuerpo, la cual
transporta la sangre al resto del organismo.
7.2 BIOHIDRAULICA DEL CORAZÓN
El corazón se puede comparar a una bomba hidráulica de 2 etapas colocadas
físicamente en paralelo pero con el torrente sanguíneo circulando en serie por
ambas etapas, como se muestra en la figura 75.
Figura 75. El corazón desde el punto de vista hidráulico
El corazón izquierdo está compuesto por la aurícula izquierda (AI), la válvula
mitral (VM), el ventrículo izquierdo (VI) y la válvula aórtica (VA). (F) es el flujo
total promedio de sangre (lts/min). La circulación sistémica (CS) recibe sangre
que pasa por la (VA) y que ingresa a la aurícula derecha (AD). Los tejidos (T)
intercambian sustancias con CS y el sistema linfático (SL) es el reingreso de
líquido a la circulación general a través del corazón derecho.
El corazón derecho está formado por la aurícula derecha (AD), por la válvula
tricúspide (VT), por el ventrículo derecho (VD) y por la válvula pulmonar (VP). La
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75
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circulación pulmonar (CP) se conecta con el ambiente externo (AE) recibe la
sangre que pasa VP y la devuelve a AI.
7.3 FUNCIONAMIENTO DEL SISTEMA CARDIOVASCULAR
El corazón y el aparato circulatorio componen el aparato o sistema
cardiovascular. El corazón actúa como una bomba que impulsa la sangre hacia
los órganos, tejidos y células del organismo. La sangre suministra oxígeno y
nutrientes a cada célula y recoge el dióxido de carbono y las sustancias de
desecho producidas por esas células. La sangre es transportada desde el
corazón al resto del cuerpo por medio de una red compleja de arterias, arteriolas
y capilares y regresa al corazón por las vénulas y venas. Si se unieran todos los
vasos de esta extensa red y se colocaran en línea recta, cubrirían una distancia
de más de 96.500 kilómetros, lo suficiente como para circundar la tierra más de
dos veces.
Las arterias transportan sangre rica en oxígeno del corazón y las venas
transportan sangre pobre en oxígeno al corazón.
En la circulación pulmonar, sin embargo, los papeles se invierten. La arteria
pulmonar es la que transporta sangre pobre en oxígeno a los pulmones y la vena
pulmonar la que transporta sangre rica en oxígeno al corazón.
En la figura 76, los vasos que transportan sangre rica en oxígeno aparecen en
rojo y los que transportan sangre pobre en oxígeno aparecen en azul.
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Figura 76. Sistema cardiovascular (www.texasheartinstitute.org)
7.4 SISTEMA DE CONDUCCION ELECTRICO DEL CORAZON
La figura 77 muestra el sistema de conducción eléctrico del corazón.
Figura 77. Sistema de conducción eléctrico del corazón (www.texasheartinstitute.org)
Los impulsos eléctricos generados por el músculo cardíaco (el miocardio)
estimulan el latido (contracción) del corazón. Esta señal eléctrica se origina en el
nódulo sinoauricular (SA) ubicado en la parte superior de la aurícula derecha. El
nódulo SA también se denomina el «marcapasos natural» del corazón. Cuando
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77
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este marcapasos natural genera un impulso eléctrico, estimula la contracción de
las aurículas. A continuación, la señal pasa por el nódulo auriculoventricular
(AV). El nódulo AV detiene la señal un breve instante y la envía por las fibras
musculares de los ventrículos, estimulando su contracción. Aunque el nódulo SA
envía impulsos eléctricos a una velocidad determinada, la frecuencia cardiaca
podría variar según las demandas físicas o el nivel de estrés o debido a factores
hormonales.
7.5 GENERACIÓN DE LA SEÑAL ELECTROCARDIOGRAFICA
Para que el sistema cardiovascular funcione correctamente, es necesario que
las aurículas y los ventrículos funcionen sincronizados temporalmente de forma
exacta.
Cada potencial de acción en el corazón se origina en el punto denominado
marcapasos o nódulo sinoauricular (SA). Este es un grupo de células
especializadas que generan espontáneamente potenciales de acción a un ritmo
regular (70 potenciales de acción/minuto). Para iniciar el latido cardiaco, el
potencial de acción generado por el marcapasos se propaga en todas
direcciones a lo largo de las superficies de ambas aurículas.
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Figura 78. Potenciales de acción cardiacos (http://butler.cc.tut.fi)
Este frente de onda de activación de potenciales de acción viaja paralelo a la
superficie de las aurículas hacia la unión de las aurículas y los ventrículos,
terminando la onda en un punto cerca del centro del corazón denominado
nódulo auricoventricular (AV) (50 potenciales de acción/minuto). En este punto,
unas fibras nerviosas especiales, o sistema de conducción especializado
compuesto por el haz de Hiz y las fibras de Purkinje actúan como retardadores
(15-30 potenciales de acción/minuto) para lograr una temporización adecuada
entre la acción de las aurículas y los ventrículos.
Una vez los potenciales de acción atraviesan esta red de retardo, se inician los
potenciales de acción en la potente musculatura de los ventrículos. El frente de
onda en los ventrículos es ahora perpendicular a su superficie y se mueve desde
el interior al exterior de la pared ventricular, terminando en la punta o ápice del
corazón, presentándose el latido cardiaco o contracción del ventrículo izquierdo,
para bombear la sangre oxigenada a toda la red arterial.
Todos los potenciales de acción presentes en la actividad del sistema eléctrico
del corazón se propagan por todo el cuerpo, ya que este se puede considerar
como un volumen conductor de la electricidad, y con electrodos colocados en la
superficie del cuerpo se pueden adquirir y registrar. La figura 79 muestra como
se genera la señal ECG a partir de los potenciales de acción cardiacos.
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Figura 79. Generación de la señal ECG (http://butler.cc.tut.fi)
La señal ECG esta compuesta básicamente por la onda P, el complejo QRS y la
onda T.
La onda P representa la despolarización de la musculatura auricular. El complejo
QRS es el resultado combinado de la repolarización de las aurículas y la
despolarización de los ventrículos que se producen casi simultáneamente.
La onda T es la onda de repolarización ventricular, mientras que la onda U, si
está presente se considera que son potenciales posteriores de los músculos
ventriculares. El intervalo P-Q representa el tiempo durante el que se retrasa la
onda de excitación en las fibras cerca del nódulo AV.
La figura 80, muestra un electrocardiograma típico de un paciente sano. Para
efectuar un diagnóstico el cardiólogo mide con detalle los intervalos de tiempo,
las polaridades y las amplitudes.
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80
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Figura 80. Señal ECG de paciente sano
Se dan a continuación los valores normales de las amplitudes y tiempos del
ECG normal:
Amplitudes:
•
Onda P:
0.25mV
•
Onda R:
1.60mV
•
Onda Q:
25% de la onda R
•
Onda T:
0.1 a 0.5 mV
Duraciones:
•
Intervalo P-R:
0.12 a 0.20 s
•
Intervalo Q-T:
0.35 a 0.44 s
•
Segmento S-T:
0.05 a 0.15 s
•
Onda P:
0.11 s
•
Intervalo QRS:
0.09 s
7.6 SEÑALES DE UN ELECTROCARDIOGRAMA
El electrocardiograma (ECG) es un estudio de rutina que se realiza para
observar la actividad eléctrica del corazón. El electrocardiograma puede
suministrar mucha información sobre el corazón y su funcionamiento. Con este
estudio es posible averiguar más sobre el ritmo cardíaco, el tamaño y
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81
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funcionamiento de las cavidades del corazón y el músculo cardíaco. El
electrocardiograma de una persona sana presenta un trazado particular. Cuando
se producen cambios en ese trazado, el médico puede determinar si existe un
problema. Por ejemplo, durante un ataque cardíaco, la actividad eléctrica del
corazón cambia y ese cambio se registra en el ECG. La figura 81, muestra el
momento en que se le toma un electrocardiograma a un paciente hospitalizado.
Un estudio completo de electrocardiografía contiene 12 diferentes señales
provenientes de la actividad eléctrica del corazón, como se explicó
anteriormente. A estas señales se les conoce en el campo medico como
derivaciones ECG.
Figura 81. Realización de un electrocardiograma
Las corrientes iónicas, debidas a los potenciales de acción asociados a la
actividad cardiaca, circulan por el tórax produciendo una distribución de
potenciales superficiales, que se pueden aproximar a un dipolo de corriente
situado en el hipotético centro eléctrico del corazón. La dirección y magnitud del
dipolo va cambiando a lo largo del ciclo cardiaco. Su momento dipolar constituye
el denominado vector cardiaco.
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82
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La señal obtenida al medir el ECG depende de la localización de los electrodos y
se encuentra normalizada. Cada par de electrodos o combinaciones entre ellos
se denomina derivación y el potencial obtenido entre ellos es la proyección del
vector cardiaco en la dirección que definen, tal como se puede apreciar en la
figura 82.
Existen tres clases de derivaciones: tres bipolares, tres unipolares aumentadas y
6 precordiales, para un total de doce. La figura 82, muestra las tres derivaciones
bipolares.
7.6.1 DERIVACIONES BIPOLARES
Las tres primeras derivaciones que son las denominadas estándar o bipolares
VI,
VII
y VIII,
fueron
introducidas
por Einthoven
(El padre
de
la
electrocardiografía) en 1912.
La polaridad de los electrodos se refiere a la polaridad de los terminales de
entrada
del
amplificador
de
instrumentación
característicos
de
los
electrocardiógrafos, cuya señal de entrada es diferencial.
LA
RA
VI
VII
RL
LL
VIII
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Figura 82. Adquisición de las derivaciones bipolares
En electrocardiografía al brazo derecho se le identifica como RA (Right Arm), al
brazo izquierdo LA (Left Arm), a la pierna derecha RL (Rigth Leg) y a la pierna
izquierda LL (Left Leg). Sobre estas extremidades se colocan los electrodos, que
convierten potencionales iónicos (potenciales de acción) en potenciales
electrónicos, que serán amplificados por los amplificadores de instrumentación.
La pierna derecha se toma como la referencia de los biopotenciales presentes
en las otras extremidades, por ello se ve conectada a tierra.
Obsérvese de la figura 82 como se generan las tres derivaciones bipolares:
•
La derivación I (Lead I): es la diferencia de potencial entre LA y RA.
Por ello LA se conecta al terminal de entrada no inversor del
amplificador de instrumentacion y RA en el inversor, obteniéndose así
una señal diferencial que será amplificada. VI = VLA - VRA
•
La derivación II (Lead II): es la diferencia de potencial entre LL y RA.
Por ello LL se conecta al terminal de entrada no inversor del
amplificador de instrumentacion y RA en el inversor, obteniéndose así
una señal diferencial que será amplificada. VII = VLL - VRA
•
La derivación III (Lead III): es la diferencia de potencial entre LL y LA.
Por ello LL se conecta al terminal de entrada no inversor del
amplificador de instrumentacion y LA en el inversor, obteniéndose así
una señal diferencial que será amplificada. VIII = VLL - VLA
La figura 83, muestra el famoso triangulo de Einthoven, en donde cada
derivación bipolar constituye un vector.
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Figura 83. Triángulo de Einthoven (http://library.med.utah.edu/kw/ecg)
En cada una de estas derivaciones el complejo QRS de un corazón normal es
positivo. Las diferencias de potencial activas (RA, LA, LL), se miden con
respecto a la pierna derecha (RL), que se toma como potencial 0V, de referencia
y está conectada a tierra.
En cualquier caso, a partir de la relación geométrica de las derivaciones se
deduce que los potenciales medidos cumplen la siguiente ecuación:
VII = VI + VIII, por lo tanto, se pueden adquirir físicamente dos derivaciones y
reconstruir la tercera electrónicamente o con software.
De las tres derivaciones la II, produce el mayor potencial de la onda R, de
acuerdo con la ecuación anterior.
La figura 84, muestra las derivaciones bipolares de un paciente sano tomadas
con el sistema de bioinstrumentación virtual BIOPAC RESEARCH.
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Figura 84. Derivaciones bipolares de paciente sano
7.6.2 DERIVACIONES UNIPOLARES AUMENTADAS
Consisten en registrar los potenciales de los electrodos activos (RA, LA, LL) con
respecto a un punto de referencia denominado terminal central de Wilson (CT).
Los tres electrodos activos se conectan al CT a través de resistencias iguales.
La diferencia de potencial del CT con respecto a RL es el promedio aritmético de
los tres potenciales activos. A estas derivaciones se les denomina como
unipolares básicas, tal como se observa en la grafica 85.
VR
VL
F
RL
VF
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Figura 85. Adquisición de las derivaciones unipolares básicas
Las ecuaciones que definen las derivaciones unipolares básicas son las
siguientes:
•
VCT = (VRA + VLA + VLL) / 3
•
VR = VRA – VCT = (2VRA – VLA – VLL)/3 = – (VI + VII) /3
•
VL = VLA – VCT = (2VLA – VRA – VLL)/3 = (VI – VIII) /3
•
VF = VLL – VCT = (2VLL - VRA - VLA)/3 = (VII + VIII) /3
Las ecuaciones anteriores demuestran que las derivaciones unipolares están en
función de las bipolares, por lo tanto, adquiriendo físicamente las derivaciones
bipolares I y II, se pueden reconstruir la bipolar III y las tres unipolares.
En la práctica no se utilizan en electrocardiografía las unipolares básicas sino las
aumentadas que en amplitud son 50% mayores. Las unipolares aumentadas son
aVR, aVL, aVF.
Para las aumentadas se abre el circuito entre la extremidad que se está
midiendo y el CT, como se muestra en la figura 86.
+
+
-
-
+
-
Figura 86. Adquisición de las derivaciones unipolares aumentadas
Las señales diferenciales mostradas en la figura 86 son las que se amplifican
con amplificadores de instrumentacion.
Para cada caso, el potencial en CT, es el promedio entre dos potenciales activos
únicamente. Por ejemplo en el caso de aVR, equivaldrá a (aVL + aVF) / 2.
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87
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Haciendo los cálculos se obtiene:
•
VR = VRA – VCT = (2VRA – VLA – VLL)/2 = – (VI + VII) /2
•
VL = VLA – VCT = (2VLA – VRA – VLL)/2 = (VI – VIII) /2
•
VF = VLL – VCT = (2VLL - VRA - VLA)/2 = (VII + VIII) /2
Comparando las ecuaciones de las unipolares aumentas con respecto a las
unipolares básicas, se concluye que las primeras, son mayores a las últimas en
un factor de 3/2, lo que equivale a un aumento del 50%, lo que las hace más
fáciles de amplificar y por ello son las que finalmente se emplean en
electrocardiografía.
La figura 87, muestra las derivaciones unipolares aumentadas de un paciente
sano
tomadas
con
el
sistema
de
bioinstrumentación
virtual
BIOPAC
RESEARCH.
Figura 87. Derivaciones unipolares aumentadas de un paciente sano
7.6.3 DERIVACIONES PRECORDIALES
Se obtienen colocando los electrodos en varias posiciones anatómicamente
definidas sobre la pared del pecho. El potencial entre los electrodos individuales
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y el CT es el ECG para las derivaciones precordiales, tal como se aprecia en la
figura 88.
CT
V1
V2
V3
V4
V5
V6
Figura 88. Adquisición de las derivaciones precordiales
La figura 89, muestra la distribución de las derivaciones ECG en los tres planos
espaciales empleados en anatomía.
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Figura 89. Distribución espacial de las derivaciones ECG
8. INSTRUMENTACION ELECTRÓNICA PARA ELECTROCARDIOGRAFIA
En este punto del estudio de las señales electrocardiográficas, ya se ha
analizado cómo las ha generado el corazón y cómo se colocan los electrodos
para ser adquiridas. Ahora, es importante conocer los circuitos electrónicos que
utilizan los electrocardiógrafos, para adquirirlas, procesarlas, registrarlas y
almacenarlas, que se fundamentan principalmente en Amplificadores de
Instrumentación (AI) con características especiales, para amplificar la señal ECG
de unos pocos mV y atenuar drásticamente los ruidos de 60 Hz (voltajes de
modo común) que enmascaran la señal.
8.1 AMPLIFICADOR ELECTROCARDIOGRAFICO DE UNA DERIVACION
Es un circuito electrónico, que permite adquirir una derivación bipolar, como se
muestra en la figura 90.
Figura 90. Amplificador ECG de una sola derivación (www.ti.com)
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90
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El circuito de la figura fue diseñado por la Texas Instruments, los fabricantes de
los amplicadores de instrumentacion INAXXX. Está propuesto para instrumentos
portátiles en donde se requiere que todos los elementos del circuito sean de bajo
consumo de energía. Una aplicación práctica del circuito se encuentra en los
equipos HOLTER ECG, que son instrumentos para monitorear el ritmo cardiaco
durante 24 o 48 horas continuas con el propósito de identificación de arritmias
cardiacas.
A continuación se presenta una explicación detallada de la función de cada uno
de los circuitos que componen todo el sistema:
•
INA326: Amplificador de instrumentacion con ganancia calibrada en 5. Se
utiliza esta baja ganancia en la primera etapa, para evitar la saturación del
amplificador debida a los potenciales de semicelda que se generan en la
interfase electrodo piel, que están en el orden de las décimas de voltio y
en magnitud son mayores que las mismas señales ECG. Las resistencias
de 390 KΩ, en los terminales de entrada tienen la función de limitar
corrientes provenientes de la red eléctrica de 60 Hz, producidas por fallas
de otros equipos eléctricos con los cuales el paciente pudiera entrar en
contacto. Las dos resistencias de 40 KΩ conectadas en serie, junto con la
de 200 KΩ conectada al pin de referencia
determinan la ganancia
diferencial del amplicador como lo muestra la figura 91.
Figura 91. Distribución de pines y ganancia del INA 326
El capacitor C2 elimina el ruido térmico producido por R2.
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•
Amplificador Operacional A1: Trabaja como un buffer análogo o
seguidor de señal. Su función es independizar los circuitos de entrada del
INA326 del circuito de pierna derecha basado en el amplificador
operacional A2.
•
Amplificador Operacional A2: Es un amplificador inversor. Tiene
básicamente dos funciones. La primera, aislar eléctricamente la pierna
derecha (RL) de la tierra electrónica, para evitar que descargas
provenientes de la red eléctrica, que se encuentra aterrizada, circulen a
través del cuerpo del paciente, pudiendo causarle fibrilación ventricular,
ya que tan solo una corriente de 60 µA de 60 Hz, que pase a través del
miocardio la puede producir. La segunda función, es realimentar la pierna
derecha con el ruido inducido por la red eléctrica de 60 Hz, en las
extremidades activas, con el propósito de atenuar drásticamente esta
diferencia de potencial entre RA y RL, LA y RL, LL y RL, de tal manera
que el voltaje en modo común a la entrada del amplificador de
instrumentacion sea mínimo y la relación señal/ruido a la salida de este
sea el máximo posible.
•
Amplificador Operacional A3: Cumple también dos funciones. La
primera
servir
como
amplificador
inversor
con
ganancia
200.
Tradicionalmente, la ganancia total de un amplificador ECG debe ser de
1000, por ello, la ganancia del INA326 multiplicada por la del amplificador
operacional A3, cumple con esta condición. Es inversor, ya que aunque
se esta adquiriendo la derivación I, la conexión de los electrodos a los
terminales del amplificador de instrumentacion se encuentra invertida. La
segunda función, es la de servir como filtro pasabajas, con atenuación de
20 dB/década y frecuencia de corte de 106,1 Hz.
•
Amplificador Operacional A4: Es un circuito integrador, que trabaja
como filtro pasaaltas con atenuación de 20 dB/década y frecuencia de
corte de 0,05 Hz.
•
REF3125 Y A5: Entregan un voltaje de referencia de precisión de 2.5 V,
para los amplificadores y el convertidor análogo digital.
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•
ADS8321: Convertidor Análogo/Digital tecnología SAR de 16 bits y 100
Kmuestras/segundo. Este circuito entrega la señal ECG debidamente
digitalizada para conectársela a un pin de entrada de un microprocesador,
microcontrolador o un procesador digital de señales (DSP), para
almacenarse, procesarse y obtener información de la señal.
8.2 AMPLIFICADOR ELECTROCARDIOGRAFICO DE TRES DERIVACIONES
La figura 92, muestra los circuitos electrónicos para adquirir las tres derivaciones
bipolares.
VI
VIII
CT
VII
D
Figura 92. Amplificador ECG de tres derivaciones bipolares (www.analog.com)
A continuación se presenta una explicación detallada de la función de cada uno
de los circuitos que componen todo el sistema:
•
Circuito Protección de Paciente: Consiste en resistencias que oscilan
entre los 100 y 400 KΩ, conectadas entre los electrodos y los terminales
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de entrada de los amplificadores para limitar corrientes de descarga
eléctrica de 60 Hz, como se explicó anteriormente.
•
Circuito
de
Aislamiento:
Son
básicamente
amplificadores
de
aislamiento, como el ISO122 de la Texas Instruments, mostrado en la
figura 93. Estos amplificadores son de ganancia uno, pero tienen aislada
eléctricamente los circuitos de entrada y de salida, por lo tanto brindan
seguridad al paciente, ya que no permiten circulación de corrientes de
fallo provenientes del equipo electrónico hacia el paciente.
Figura 93. Amplificador de aislamiento ISO122 (www.ti.com)
•
Amplificadores Buffer: Amplificadores seguidores de señal (A,B,C) con
ganancia uno para independizar los terminales de entrada de los
amplificadores de instrumentacion de los de salida de los amplificadores
de aislamiento.
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•
Circuito Estrella: Compuesto por tres resistencias de 100 KΩ, cuyo
punto común es el terminal central de Wilson (CT). La tensión en este
punto con respecto a tierra es la señal de entrada del circuito de pierna
derecha RL.
•
Circuito de Pierna Derecha: Basado en el amplificador operacional D,
cuya función ya fue explicada en el numeral anterior.
•
Amplificadores de Instrumentación: (IN-AMP#1, 2, 3), amplifican las
derivaciones I, II y III respectivamente, con ganancias que pueden oscilar
entre 5 y 50.
•
Filtros Pasaaltas: Con frecuencias de corte de 0,03 Hz a 0,5 Hz, de
acuerdo a la aplicación. Por ejemplo para estudios completos de ECG, se
utiliza 0,05 Hz y para solo monitoreo de la señal ECG y medición de ritmo
cardiaco se emplea 0,5 Hz.
•
Filtros Pasabajas: Conectados a la salida de los pasaaltas. Para
estudios completos de ECG, se utiliza 100 Hz y para solo monitoreo de la
señal ECG y medición de ritmo cardiaco se emplea 40 Hz.
8.3 AMPLIFICADOR ELECTROCARDIOGRAFICO DE SIETE DERIVACIONES
La figura 94, muestra el circuito electrónico para adquirir directamente las tres
derivaciones bipolares, las tres unipolares aumentadas y una precordial.
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Figura 94. Amplificador ECG de siete derivaciones
El propósito de las resistencias de las entradas, los amplificadores buffer y el
circuito de pierna derecha ya fueron explicados anteriormente. A continuación se
presenta una explicación detallada de la función de los circuitos que componen
todo el sistema:
•
Red de Wilson: Cumple dos funciones. La primera es generar la tensión
del terminal central de Wilson, por medio de las tres resistencias
conectadas en estrella desde las extremidades activas (RA, LA, LL), para
excitar el circuito de pierna derecha y el amplificador de la derivación
precordial. La segunda es generar las tensiones promedio para las
derivaciones unipolares aumentadas, que alimentaran los terminales
inversores de los amplificadores de instrumentación.
•
Amplificadores Diferenciales: Amplifican las señales diferenciales de
cada una de las siete derivaciones propuesta. Pueden reemplazarse
también por amplificadores de instrumentacion convencionales.
8.4 AMPLIFICADOR ELECTROCARDIOGRAFICO DE DOCE DERIVACIONES
La figura 95 presenta el diagrama de bloques del procesamiento análogo y
adquisición digital un electrocardiógrafo digital de última generación. Los bloques
marcados en amarillo ya fueron analizados en los numerales inmediatamente
anteriores. Las funciones de los demás bloques funcionales son las siguientes:
QRS
QRS
Detector
Detec
tor
CT
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Figura 95. Etapa análoga y adquisición digital de un electrocardiógrafo
•
12 60 Hz Notch Filtres: Consiste en 12 filtros analogos rechaza banda de
banda angosta con frecuencia de resonancia de 60 Hz y factor de calidad
(Q) igual a 15. Su función es eliminar el ruido inducido en los electrodos
por la red eléctrica de potencia. Un filtro por cada derivación.
•
Program Gain Amplifiers: Consiste en 12 amplificadores de ganancia
programable, controlados digitalmente desde el microprocesador, para
ajustar automáticamente la ganancia por cada derivación.
•
Analog Multiplexer: Multiplexor analogo de 12 entradas. Su función es
tomar muestras de cada derivación para ser digitalizada. La frecuencia de
muestreo debe ser mayor a 200 muestras/segundo, para cumplir con la
condición de la frecuencia de muestreo mínima de Nyquist y poder
reconstruir fielmente las señales.
•
Sample/Hold: Consiste en un circuito que toma la muestra entregada por
el multiplexor y la mantiene el suficiente tiempo a la entrada del
convertidor Análogo/Digital para que este efectúe su función.
•
12 bit A/D Convertidor: Convertidor Análogo/Digital de 12 bits con salida
serial. Su función es convertir cada muestra de las derivaciones en código
digital, para entregarlo a la Unidad Central de Proceso.
•
Opto or Data Coupler: Circuito de aislamiento alvánico (eléctrico) entre
la instrumentacion electrónica conectada al paciente y el sistema que
efectuara el procesamiento digital de las señales adquiridas, con el
propósito de brindar seguridad electromédica.
Las funciones de Simple (Muestreo), Hold (Retención) y conversión A/D, se
encuentran disponibles en un solo circuito integrado, tal como el DSP101 de la
Texas Instruments.
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La figura 96, muestra la etapa de procesamiento digital de las señales ECG y su
etapa de presentación de la información a partir de que las señales se han
digitalizado.
Figura 96. Etapa de procesamiento digital de un electrocardiógrafo
Una vez se han adquirido las derivaciones ECG y se han logrado digitalizar,
estas se introducen a un Procesador Digital de Señales (DSP), un
microprocesador, un microcontrolador o un computador. A partir del software, se
aplican entonces filtros digitales (FIR o IIR), para eliminar el ruido de 60 Hz, y el
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ruido producido por los músculos al moverse el paciente, como también, se
puede calcular el ritmo cardiaco. Incluso se puede implementar un algoritmo de
medición e interpretación automática del ECG, que reemplace el estudio que
manualmente hacen los cardiólogos. Las señales una vez se han procesado
digitalmente se convierten ahora a formato análogo a través de convertidores
D/A, para imprimirlas en una impresora de papel térmico o presentarlas en un
display digital LCD.
8.5 ESPECIFICACIONES TECNICAS DE UN ELECTROCARDIOGRAFO
La figura 97, muestra a un electrocardiógrafo digital de ultima generación.
Figura 97. Electrocardiógrafo comercial (http://www.stelectromedicina.es)
Las especificaciones técnicas y su respectiva interpretación son las siguientes:
• 12 derivaciones Estándar: DI, DII, DIII, aVR, aVL, aVF, V1, V2, V3, V4, V5, V6
• Rechazo de modo común: > 90 dB. Se refiere a que la relación entre la
ganancia diferencial (amplificación de señales ECG) y la ganancia en modo
común (amplificación de ruido 60 Hz), multiplicado por 20 de los canales de
electrocardiografía. CMRR = 20 log (Gd/Gmc) (dB).
• Respuesta en frecuencia: 0,05 - 150 Hz (-3dB) sin filtros. Ancho de banda
normalizado para estudios completos de ECG.
• Filtros digitales: Para eliminar interferencias de la red, muscular y antidesplazamiento
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• Protección contra desfibrilación Interna: En caso de que el paciente entre
en paro cardiaco, se le puede aplicar el desfibrilador sin tener que desconectarle
los electrodos del equipo.
• Programa de interpretación: Programa de interpretación HES (ECG 531i),
desarrollado en Medizinische Hochschule Hannover (Alemania), para
diagnostico automatizado.
• Sensibilidad del registro: 2,5 - 5 - 10 - 20 mm/mV ± 5% . Indica que se
pueden seleccionar 4 tipos diferentes de sensibilidad del instrumento. Por
ejemplo 10 mm/mV, indica que 1 mV de la señal de entrada equivale a 10 mm
en el papel milimetrado donde se imprimen las derivaciones. La menor
sensibilidad es para pacientes con señales ECG de gran amplitud y la mayor es
para pacientes con bajas amplitudes de las señales.
• Sistema de impresión: Impresora térmica de 8 puntos/mm de resolución.
• Canales de impresión: 1 ó 3. Cuando se selecciona un canal de impresión,
las doce derivaciones se imprimen una detrás de otra. Cuando se seleccionan 3
canales de impresión, la tira de papel se divide en tres zonas y en cada una se
imprimen cuatro derivaciones.
• Velocidad del papel: 25 - 50 mm/s ± 5%. Se utiliza la mayor velocidad cuando
el paciente presenta taquicardias, es decir que el ritmo cardiaco es muy alto y
por lo tanto los complejos QRS se presentan muy rápido y por lo tanto al
imprimir a alta velocidad los complejos quedan más espaciados en el papel.
• Papel: termosensible en rollo de ancho 60 mm y plegado en Z: 75x60 mm.
• Seguridad: Clase II, tipo CF (según EN 60601-1). Se refiere a la normatividad
que el equipo electromédico debe cumplir según la Comisión Electrotécnica
Internacional (IEC) para garantizar la seguridad eléctrica del paciente y del
operador del equipo.
• Conformidad: con normas EN 60601-1; EN 60601-1-2; EN 60601-2-25; EN
60601-3-2. Indica que el equipo cumple con la regulación impuesta en la
fabricación del equipo por las normas internacionales.
• Alimentación: Red y batería interna;100 mA (117 Vac)/50mA (230 Vac)
• Autonomía: de la batería interna, 3 horas (1 canal)
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• Peso: 1 Kg.
• Dimensiones :250 x 50 x 170 mm (LargoxAltoxAncho)
9. MEDICION DEL RITMO CARDIACO
El ritmo cardiaco es la medida de la frecuencia cardiaca, es decir, del número de
veces que el corazón late por minuto. Cuando el corazón impulsa la sangre a
través de las arterias, éstas se expanden y se contraen con el flujo de la sangre.
El pulso normal de los adultos sanos oscila entre 60 y 100 latidos por minuto. El
pulso podría fluctuar y aumentar con el ejercicio, las enfermedades, las lesiones
y las emociones. Las niñas a partir de los 12 años y las mujeres en general
suelen tener el pulso más rápido que los niños y los hombres. Los deportistas,
como los corredores, que hacen mucho ejercicio cardiovascular, pueden tener
ritmos cardiacos de hasta 40 latidos por minuto sin tener ningún problema. El
ritmo cardiaco es uno de los signos vitales más importantes del cuerpo humano,
de ahí la importancia de medirlo electrónicamente con la mayor exactitud.
9.1 TECNICAS DE MEDICION
El corazón es un músculo que siempre está en movimiento, primero se dilata
entrando sangre al corazón, a esta fase se le denomina diástole. Luego se
contrae enviando sangre a todo el cuerpo, denominándose a esta fase sístole.
La circulación sanguínea está acompañada de otros fenómenos fisiológicos de
los cuales se puede obtener el ritmo cardiaco:
•
Fonocardiografía: El corazón en su funcionamiento produce sonidos.
Captando los sonidos al latir se puede medir el ritmo cardiaco.
•
Termometría: Variaciones de Temperatura por la dilatación de los vasos
sanguíneos. Cuando el corazón bombea sangre se dilatan todos los
vasos sanguíneos. Esto provoca pequeñas variaciones de temperatura
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en la superficie de la piel. Detectando estos ∆T se puede detectar el ritmo
cardiaco.
•
Pletismografía: Incluye aquellas técnicas que miden cambios de
volumen como consecuencia de variaciones del flujo sanguíneo. No son
métodos específicos de un solo vaso arterial sino que miden cambios de
volumen en un segmento de la extremidad, cuando el corazón late, se
aumenta el volumen periférico de un dedo. Detectando estos cambios de
volumen se puede medir el ritmo cardiaco.
•
Fotopletismografía: Detecta el flujo de sangre cutáneo y traduce sus
pulsaciones. Consiste en la emisión de luz infrarroja desde un diodo
emisor y un fotodetector adyacente que recibe la luz infrarroja reflejada. A
medida que aumenta el flujo de sangre cutáneo aumenta la cantidad de
luz reflejada. De esta manera se obtiene una medida cualitativa del flujo
sanguíneo cutáneo y se puede medir el ritmo cardiaco.
•
Electrocardiografía: Cuando se presenta un latido cardiaco, la señal ecg
esta generando el complejo QRS. Contando cuantos complejos QRS se
presentan en un minuto se obtiene el ritmo cardiaco (pulsaciones por
minuto)
9.2 DISEÑO DE UN CARDIOTACOMETRO
El instrumento empleado para medir el ritmo cardiaco (pulso), recibe el nombre
de cardiotacómetro, debido a que mide pulsaciones por minuto (ppm),
asociándolo con el tacómetro convencional que mide revoluciones por minuto
(rpm).
La figura 98, muestra el diagrama de bloques de un cardiotacometro
promediador, es decir, que mide las pulsaciones durante un minuto, tomando la
información de la señal ECG, por lo general la derivación DII.
DII
INA 114
G=10
AMPLIFICADOR
NO INVERSOR
G=100
V1(t)
FILTRO
PASABANDA
BANDA
ANGOSTA
V2(t)
CIRCUITO
V4(t)
V3(t)
MONOASTABLE
CIRCUITO
DETECTOR DE
MICROCONTROLADO
J
orge Eduardo Quintero MuñozLM
– jo
rgequintero@biUMBRAL
oingenie(LM311)
ros.com
555
102
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Instrumentación Médica
Figura 98. Cardiotacometro ECG
A continuacion se explica detalladamente la funcion de cada bloque:
•
INA114: Amplificador de instrumentacion con ganancia 10, para evitar la
saturación del mismo debido a los potenciales de semicelda de los
electrodos.
•
Amplificador: No Inversor, con ganancia 100, para completar una
ganancia de amplificación de la señal ECG de 1000.
La señal a la salida del amplificador V1(t), adquirida con el sistema
BIOPAC es la mostrada por la figura 99.
Figura 99. Señal a la salida del amplificador no inversor
•
Filtro: Pasabanda de banda angosta, con frecuencia de resonancia de 17
Hz y factor de calidad de 3.3. La figura 100 muestra el circuito y la figura
101 muestra la señal a la salida de este filtro V2(t). Obsérvese como el
filtro elimina las ondas P y T de la señal ECG y deja solo el complejo
QRS, el cual es quien genera el latido.
V1(t)
V2(t)
Jorge Eduardo Quintero Muñoz – jorgequintero@bioingenieros.com
103
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Figura 100. Circuito filtro pasabanda de banda angosta
Figura 101. Señal a la salida del filtro pasabanda de banda angosta
•
Detector de Umbral: Circuito basado en el comparador LM311, con
histéresis, tal como se muestra en la figura 102. A la salida del
comparador se presenta un pulso cada vez que sobrepasa el voltaje
umbral. Cada QRS puede generar más de un pulso.
V3(t)
V2(t)
Figura 102. Detector de umbral
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104
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Instrumentación Médica
•
Monoestable: Basado en el CI 74121, tal como se muestra en la figura
103. El monoestable hace que por cada latido se obtenga un solo pulso.
La duración del pulso monoestable se calibra en 250 ms, ya que después
de producirse un QRS pasa cierto tiempo en el cual es imposible que se
produzca otro.
V4(t)
V3(t)
Figura 103. Monoastable
La figura 104, muestra la correlación entre las señales V1(t) y V4(t), que
consisten en la señal ECG amplificada y los pulsos digitales a la entrada del
microcontrolador respectivamente.
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105
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Figura 104. Correlación entre la señal ECG y la señal de pulsos
•
Circuito microcontrolado: Consiste en un microcontrolador que contiene
convertidores A/D, y que se programa para contar los pulsos de entrada
durante un minuto. Si las pulsaciones por minuto son mayores a 100, se
enciende un led rojo marcado “taquicardia” y se activa un zumbador. Si
las pulsaciones son menores a 60 se enciende un led amarillo rotulado
“bradicardia” y se activa el zumbador. Si las pulsaciones son mayores a
60 y menores a 100, se enciende el led verde rotulado “normal”. La figura
105 muestra el circuito microcontrolado. Las lecturas y su diagnostico se
muestran en el display LCD.
MICROCONTROLADOR
V4(t)
TAQUICARDIA > 100 ppm
BRADICARDIA < 60 ppm
61<NORMAL<99 ppm
Figura 105. Circuito microcontrolado del cardiotacometro ECG
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106
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UNIDAD 2. INSTRUMENTACION TERAPEUTICA
JUSTIFICACION:
Los equipos terapéuticos aplican diferentes tipos de energía al cuerpo (eléctrica,
magnética, electromagnética, mecánica de vibraciones, ultrasonido, fotónica,
etc)
buscando
un
electroestimuladores,
efecto
curativo.
electrobisturís,
Un
ejemplo
equipos
de
de
ellos
son
los
magnetoterapia,
desfibriladores, marcapasos, equipos de litotricia, equipos de hemodiálisis, etc.
En vista de lo anterior el ingeniero electrónico debe estar en capacidad de:
•
Entender el funcionamiento de tales equipos, para poder diseñarlos y
calibrarlos, como también hacerles mantenimiento preventivo, correctivo
y predictivo.
•
Diseñar y construir cualquier otro equipo terapéutico que le permita al
medico e investigador biomédico desarrollar nuevos tratamientos para
lograr el avance de la ciencia medica y por lo tanto el mejoramiento de la
salud humana.
OBJETIVO GENERAL:
Aprender las técnicas de ingeniería para el diseño de sistemas y/o equipos de
instrumentación
terapéutica que permitan mediante su aplicación al cuerpo
humano el mejoramiento de la salud del paciente.
OBJETIVOS ESPECIFICOS:
•
Diseñar equipos de electroterapia.
•
Diseñar electrobisturís.
BIBLIOGRAFIA:
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107
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Instrumentación Médica
•
Medical Instrumentation. Applications and Desing. Jhon G Webster.
•
Introduction to Biomedical Engineering. Jhon D Enderle
•
Handbook Biomedical Engineering. Vol. 1.
•
Bioingenieria Tomo IV.Mauricio Wilches.
•
Electroterapia en Fisioterapia.
•
Manuales de equipos terapéuticos
10. EQUIPOS DE ELECTROTERAPIA
10.1 COMPORTAMIENTO ELECTRICO DEL CUERPO
La Electroterapia, por definición, consiste en la aplicación de energía eléctrica al
organismo, con el fin de producir sobre los tejidos enfermos reacciones
biológicas y fisiológicas que finalmente los curen.
La figura 106, muestra a un fisioterapeuta aplicando un equipo de electroterapia
a una paciente.
Figura 106. Aplicación de electroterapia (http://www.efmedica.com)
Desde el punto de vista eléctrico, el cuerpo humano se considera un conductor
de segundo orden, ya que el transporte de la carga eléctrica lo efectúan los
iones contenidos en las disoluciones y dispersiones coloidales. La mayor o
menor conductividad de los tejidos depende de la cantidad de agua en ellos,
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108
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que actúa como disolvente y sus solutos. El agua pura de por si no es buena
conductora de la electricidad, pero si se le disuelven solutos, mejora
notablemente su conductividad.
Los tejidos se clasifican en:
•
Tejidos poco conductores: hueso, grasa, piel callosa, pelo, uñas.
•
Tejidos medianamente conductores: piel, tendones, cartílagos.
•
Tejidos relativamente buenos conductores: sangre, linfa, líquidos intra y
extracelulares, tejido muscular, vísceras, hormonas, tejido conjuntivo,
tejido nervioso.
•
Tejidos generadores de electricidad: nódulo sinoauricular (marcapasos)
La energía eléctrica se transmite por el cuerpo en forma de electrones asociados
a iones que se desplazan por diferencias de potencial aplicadas por los
electrodos conectados al equipo de electroterapia y por las cargas eléctricas
internas.
Dentro del cuerpo se desplazan sustancias y elementos químicos que tienen
carga eléctrica presentes en los tejidos, los cuales funcionan bien dependiendo
de:
•
Las distintas concentraciones y proporciones de cada una,
•
De su facilidad para desplazarse,
•
De
su
capacidad
para
producir
reacciones
bioquímicas,
que
desencadenan el trabajo encomendado a cada tejido.
Al aplicar una diferencia de potencial externa mediante los electrodos, los iones
positivos se concentraran en la vecindad del electrodo negativo y los iones
negativos buscaran al positivo, rompiéndose las proporciones y composición de
las disoluciones.
10.2 CORRIENTES ELECTROTERAPEUTICAS
Las corrientes electroterapéuticas se clasifican según:
•
Los efectos sobre el cuerpo:
-
Electroquímicos
-
Motores sobre nervio y músculo
-
Sensitivos sobre nervio y músculo
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109
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•
•
•
Aporte energético para mejora de metabolismo
Los modos de aplicación:
-
Pulsos aislados
-
Trenes o ráfagas
-
Aplicación mantenida o frecuencia fija
-
Corrientes moduladas
La frecuencia:
-
Baja: 0 a 1000 Hz
-
Media: 1.000 a 500.000 Hz
-
Alta: mayores a 500.000 Hz
Las formas de onda:
- Galvánica o DC: La galvánica tiene polaridad, es única en su grupo y
se destina a provocar cambios electroquímicos en el organismo.
(Véase la figura 107)
Figura 107. Corrientes Galvánicas
-
Galvánicas Interrumpidas: Todas aquellas que están conformadas
por pulsos positivos o negativos, pero todos en el mismo sentido,
luego, poseen polaridad. Los pulsos pueden ser de diferentes formas y
frecuencias, así como agrupados en trenes, impulsos aislados,
modulados o frecuencia fija. Son las más características de la baja
frecuencia. (Véase la figura 108)
Figura 108. Corrientes Galvánicas Interrumpidas
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110
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-
Alternas: Reciben el nombre de alternas porque su característica
fundamental se manifiesta en el constante cambio de polaridad, en
consecuencia, no poseen polaridad. La forma más característica es la
sinusoidal perfecta de mayor o menor frecuencia, empleada en media
y alta frecuencia. Existen otras corrientes cuya forma no es la típica
sinusoidal,
sino
que
pueden
dibujarse
como
cuadrangulares,
triangulares, etcétera, pero que, aunque siguen manteniendo la
alternancia en la polaridad, realmente se les denomina como
bifásicas. (Véase la figura 109)
Figura 109. Corrientes Alternas o Bifásicas
-
Alternas Interrumpidas: En este grupo entran un gran conjunto de
corrientes no bien definidas y difíciles de clasificar, pero que
normalmente consisten en aplicar interrupciones en una alterna para
formar pequeñas ráfagas o paquetes denominados pulsos. Es muy
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111
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frecuente encontrar estos pequeños paquetes de alterna en
magnetoterapia, alta frecuencia, pulsos de láser, equipos de media
frecuencia. (Véase la figura 110)
Figura 110. Corrientes Alternas Interrumpidas
-
Moduladas: Las moduladas son corrientes que están sufriendo
cambios constantes durante toda la sesión. Pueden pertenecer al
grupo de las interrumpidas galvánicas o al de las alternas. Las
modulaciones más habituales son las de amplitud, modulaciones en
frecuencia y modulaciones en anchura de pulso (Véase las figuras 111
a y b)
Figura 111(a). Corriente Modulada en Frecuencia
Figura 111(b). Corriente Modulada en Amplitud
10.3
CONDICIONES
DE
DISEÑO
PARA
LOS
EQUIPOS
DE
ELECTROTERAPIA
Los equipos de última generación en electroterapia cumplen las siguientes
condiciones:
•
Generación de ondas: basada en electrónica programada (software) con
base en microcontroladores, no en electrónica cableada (hardware). El
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112
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microcontrolador controla la forma de la onda, los tiempos de encendido y
apagado, los modos de aplicación (pulsos, trenes, mantenida).
•
No se usan transformadores para elevar la tensión de aplicación de los
pulsos al paciente, ya que estos los deforman debido a la oposición de las
bobinas al cambio brusco de corriente, cuando se pasa del estado ON al
OFF.
•
El equipo debe estar en capacidad de entregar picos de corriente de 80
mA, y picos de tensión hasta de 180V, sobre una impedancia de paciente
equivalente a 500 Ω.
La figura 112, muestra la concepción de diseño de un equipo de electroterapia
de baja frecuencia (menor a 1000 Hz).
Figura 112. Equipo electroterapéutico de baja frecuencia
En el panel frontal del equipo se observan los siguientes conectores:
•
Interruptor de encendido / apagado.
•
Conector para cargador de batería (pues la tendencia es evitar las
conexiones a la red eléctrica, pero requiere buenas baterías).
•
Conector para terapias combinadas con equipos de ultrasonidos.
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113
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•
Conector RS232 para almacenar datos en un computador para manejar el
equipo o modificar los programas.
•
Conector para salida de la corriente galvánica (dadas sus características
diferenciadas).
•
Conector para salida de baja frecuencia.
•
Conector para pulsador de aplicación intencionada.
En cuanto el modo de aplicación el equipo presenta las siguientes opciones,
como se muestra en la figura 113:
•
Impulsos aislados
•
Trenes de impulsos
•
Corrientes de aplicación fija
Figura 113. Modos de aplicación de la corrientes
El equipo ofrece dos tipos de formas de corriente. La forma uno se basa en
pulsos rectangulares, tal como se muestra en la figura 114:
•
Cuadrangular monofásica
•
Cuadrangular bifásica consecutiva
•
Cuadrangular bifásica desfasada
Figura 114. Formas de aplicación de las corrientes. Pulsos
La forma de corriente dos se muestra en la figura 115:
•
Triangular monofásica
•
Triangular bifásica desfasada
•
Diadinámicas
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114
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Figura 115. Formas de aplicación de las corrientes. Triangulares/Diadinamicas
10.4 EQUIPOS TENS Y TEMS
El mercado ofrece a los fisioterapeutas una infinidad de equipos diferentes que
cubren todas las necesidades de aplicación terapéutica de estos profesionales.
Sin embargo, los equipos más populares en electroterapia son los TENS y los
EMS.
El TENS (Estimulación Nerviosa Eléctrica Transcutánea) es un pequeño aparato
generador de pulsos eléctricos destinado a conseguir analgesia (eliminación del
dolor). Se diseña para actuar sobre los nervios sensitivos.
El TEMS (Estimulación Motora Eléctrica Transcutánea) es otro pequeño aparato
destinado al trabajo muscular en conjuntos neuromúsculo normal.
La figura 116, muestra los paneles frontales de un TENS y TEMS comerciales.
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115
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Figura 116. Panel frontal de un TENS y un TEMS
A continuación se presentan las diferencias entre un equipo TENS y un TEMS:
TENS
TEMS
Destinado a analgesia.
Destinado a trabajo muscular.
Suelen tener 2 salidas.
Suelen tener 2 salidas.
Intensidad hasta 50 mA.
Intensidad hasta 80 ó 100 mA.
Modos de trabajo en burst, FF frecuencia Modos de trabajo en trenes (algunos
fija y modulaciones.
ofrecen la posibilidad de frecuencia
fija FF).
Frecuencia regulable entre 1 a 200 Hz.
Frecuencia regulable entre 10 a 100
Hz (algunos ofrecen frecuencia por
debajo de 10 Hz).
El tiempo de sesión tiende a ser
relativamente largo (15, 20, 30 minutos).
El tiempo de sesión tiende a ser más
corto que en el TENS (10, 15, 20
minutos).
En modulaciones pueden modularse la
No tiene modulaciones.
anchura de pulso PWM, modulaciones en
amplitud AM, y modulaciones de
frecuencia FM.
En las modulaciones de frecuencia, se
tiene la opción de ajustar sus límites con
FRECUENCIA MENOR y FRECUENCIA
MAYOR.
No ofrecen trenes
Los trenes son regulables entre 1 y 20
segundos. Las pausas entre trenes
son regulables desde 1 a 60
segundos.
La RAMPA de subida del tren debe
Jorge Eduardo Quintero Muñoz – jorgequintero@bioingenieros.com
116
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Instrumentación Médica
regularse para que se establezca más
o menos bruscamente. Unos ajustan
el tiempo de subida y otros un
porcentaje del tiempo ocupado por el
tren.
Los BURST son pequeñas ráfagas, 2 por Es muy interesante que los TEMS
segundo, que pueden utilizarse para
posean frecuencia fija muy baja (entre
vibración muscular.
1 y 10 Hz) para aplicar vibraciones
musculares.
Suelen alimentarse con una pila de 9
Volt.
Suelen alimentarse con una o dos
pilas de 9 Volt.
Algunos ofrecen la opción de que los
trenes surjan simultáneamente por
ambas salidas o que se alternen para
trabajar los antagonistas cuando los
agonistas se relajan.
Trabajan en voltaje constante (VC).
Trabajan en voltaje constante (VC).
Las formas de pulso pretenden ser
monofásicas cuadrangulares.
Las formas de pulso pretenden ser
monofásicas cuadrangulares. Algunos
poseen ondas cuadrangulares
bifásicas digitales. En general los
EMS cuidan más las ondas de salida.
Los electrodos suelen ser pequeños e
iguales.
Es importante que el tamaño de
electrodos sea variado para
combinarlos y adaptarlos a los
diferentes músculos y métodos de
estimulación.
Los TENS suelen ser más baratos.
Los EMS suelen ser bastante más
costosos.
Con el TENS no de debe superar las
respuestas motoras salvo cuando se
genere alternancia en el trabajo
muscular.
Con el EMS se supera el umbral
motor para tonificar y potenciar
musculatura, excepto cuando se
aplique frecuencia fija, que solamente
debe quedarse en estímulo sensitivo.
El TENS se destina al estímulo de fibras
nerviosas sensitivas.
El EMS se destina al estímulo de
fibras nerviosas motoras.
Tiempo de pulso regulable entre 0,05 a
Tiempo de pulso regulable entre 0,1 a
Jorge Eduardo Quintero Muñoz – jorgequintero@bioingenieros.com
117
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Instrumentación Médica
0,3 ms (pasando por toda la gama).
0,75 ms (dos o tres opciones).
10.5 DISEÑO DE UN EQUIPO DE ELECTROTERAPIA MICROCONTROLADO
La figura 117, muestra el diagrama de bloques de un equipo de electroterapia,
basado en microcontrolador, que puede funcionar como TENS y TEMS de
acuerdo a la manera como lo programe y aplique el usuario.
+5V
+12 V
120 V
60 Hz
+170 V
Puente H
VG 1-3
VG 1-3
S1
Preamplificador
de Corriente
Optoacoplador
VG 1-3
+
VG 2-4
S4
Vo
S2
S3
µC
VG 2-4
VG 2-4
Control de
Intensidad
Figura 117. Diagrama de bloques de un electroestimulador
A continuación se describirá la función de cada bloque:
Jorge Eduardo Quintero Muñoz – jorgequintero@bioingenieros.com
118
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Instrumentación Médica
•
Fuente de alimentación: Entrega +5V para el microcontrolador, +12V a los
circuitos intermedios y +170V para el amplificador de salida.
•
Microcontrolador: Circuito encargado mediante programación de generar
las formas de onda requerida. Tiene dos pines de salida donde genera las
tensiones VB1-2 y VB2-3 que controlaran los terminales de puerta de los
transistores MOSFET 1-2 y 2-3, respectivamente. Las ondas de salida
dependen de las teclas de membrana que se pulsen en el panel frontal
del equipo y que se encuentran conectadas a los pines de un puerto
configuradas como entradas y la tensión de alimentación de +5V.
•
Optoacoplador: Separa eléctricamente al microcontrolador del resto del
circuito, para protegerlo de posibles cortocircuitos. Se puede utilizar el
circuito integrado 4N26. La figura 118, muestra la configuración interna de
este circuito integrado, como también el tipo de encapsulado de 6 pines.
Figura 118. Circuito integrado 4N26
•
Preamplificador de corriente: Por lo general es un circuito Par Darlinton de
alta ganancia de corriente que se encarga de entregar la corriente
necesaria a los terminales de entrada del circuito de salida, sin cargar la
salida del optoacoplador. La figura 118, presenta a la estructura circuital
de un par Darlinton.
+Vcc = 12V
I C1
IB1
β1
I C2
2N2222
I
I
Jorge Eduardo Quintero MuñoE1z – jorgeqB2
uintero@bioingenieros.com
β
2
D325
119
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Figura 119. Par Darlinton
El par Darlinton, es un circuito amplificador de corriente con ganancia de
tensión aproximadamente igual a uno. La corriente de salida IE2 es igual
al producto de las dos ganancias de corriente de los dos transistores (β1 x
β2) multiplicado por la corriente de base del primer transistor IB1.
•
Puente H: Circuito de salida, basado en cuatro transistores MOSFET,
conectados en puente, tal como lo muestra la figura 120, en donde los
transistores son MOSFET de enriquecimiento, canal P para 1 y 4 y canal
N para 2 y 3. Los transistores se activan al mismo tiempo por parejas, 1/3
o 2/4, de acuerdo con las tensiones aplicadas a los terminales de entrada
(puertas o Gate) para lograr una determinada onda a la salida.
Figura 120. Puente H de circuito integrado
Para obtener pulsos aislados positivos en la carga (resistencia del paciente)
conectada entre los drenadores D1/D2 y D3/D4, el microcontrolador genera la
tensión VG1-3 de pulsos con las condiciones de tiempos TON (desde 0,005 ms a
Jorge Eduardo Quintero Muñoz – jorgequintero@bioingenieros.com
120
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Instrumentación Médica
1 s) y TOFF (desde 1 a 5 s) determinadas para aplicaciones TENS o TEMS,
mientras que la tensión VG2-4 será cero todo el tiempo, tal como se muestra en
la figura 121.
Para obtener pulsos aislados negativos en la carga, el microcontrolador genera
la tensión VG2-4 de pulsos con las condiciones de tiempos ON y OFF
determinadas para aplicaciones TENS o TEMS, mientras que la tensión VG1-3
será cero todo el tiempo, tal como se muestra en la figura 122.
VG1-3
5V
TOFF
TON
t
VG2-4
0V
t
V0
170V
TOFF
TON
t
Figura 121. Generación de pulsos aislados positivos
VG1-3
0V
VG2-4
t
5V
TON
TOFF
Jorge Eduardo Quintero Muñoz – jorgequintero@bioingenieros.com
121
t
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Instrumentación Médica
Figura 122. Generación de pulsos aislados negativos
Para generar pulsos monofásicos mantenidos ya sean positivos o negativos se
disminuye el TOFF (desde 5 a 20 ms) a valores similares a los de TON (0,1 a 5
ms), con las mismas tensiones de control de puerta de las graficas 121 y 122
respectivamente, tal como se muestra en la gráfica 123.
VG1-3
5V
t
VG2-4
0V
t
V0
170V
t
Figura 123. Generación de pulsos mantenidos positivos
Para trenes de pulsos se programa el microcontrolador con los tiempos de
encendido y apagado de los impulsos descritos por la figura 123 (TON1, TOFF1),
Jorge Eduardo Quintero Muñoz – jorgequintero@bioingenieros.com
122
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pero adicionalmente se temporiza durante cuanto tiempo se aplican (TON2: 1 a
20 s) y durante cuanto tiempo no se aplican (TOFF2: 1 a 40 s), como se muestra
en la figura 124.
Para generar pulsos bifásicos las tensiones de control de puerta deben estar
negadas, es decir cuando una es +5V, la otra es cero y viceversa, tal como se
muestra en la figura 125.
VG1-3
TON2
5V
TOFF2
t
VG2-4
0V
t
V0
TON2
170V
TOFF2
t
Figura 124. Generación de trenes de pulsos positivos
VG1-3
5V
TOFF
0V
VG2-4
5V
TON
t
TON
TOFF
Jorge Eduardo Quintero Muñoz – jorgequintero@bioingenieros.com 123
0V
t
V0
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Instrumentación Médica
Figura 125. Generación de pulsos bifásicos
Obsérvese como con el puente H y las tensiones de control de puerta,
generadas por el microcontrolador, se pueden generar una gran cantidad de
formas de onda para aplicar al paciente, jugando con los tiempos de encendido
(TON) y apagado (TON) de acuerdo con la aplicación terapéutica. Si se requiere
analgesia (TENS) para estimular nervios sensitivos y si se necesita estimulación
motora (TEMS) para estimulación de nervios y músculos motores.
10.6
ESPECIFICACIONES
TECNICAS
DE
UN
EQUIPO
DE
ELECTROTERAPIA
La figura 126, muestra el equipo comercial de electroterapia microcontrolado de
última generación Therapic 9400, fabricado por la empresa española
QUIRUMED (www.quirumed.com)
Jorge Eduardo Quintero Muñoz – jorgequintero@bioingenieros.com
124
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Figura 126. Equipo de electroterapia Therapic 9400
A continuación se muestran las especificaciones técnicas de este equipo:
Tipos de corriente
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125
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11. EQUIPOS DE ELECTROCIRUGÍA
11.1 PRINCIPIOS DE ELECTROCIRUGÍA
La electrocirugía se define como la aplicación de corrientes de radiofrecuencia
(RF) para CORTAR, COAGULAR y QUEMAR tejidos. Se basa en la ley de Joule
(I2 x R x t) de producción de calor cuando la corriente atraviesa la resistencia
eléctrica de los de los tejidos.
Se trabaja con corrientes de RF, debido a que la estimulación nerviosa y
muscular debidas al paso de la corriente eléctrica cesa a los 100kHz, por lo
tanto, la electrocirugía puede realizarse de forma segura con radio frecuencias
mayores a 100kHz, esta frecuencia electroquirúgica puede pasar a través del
paciente sin causar la mínima estimulación neuromuscular y ningún peligro de
electrocutar al paciente como si lo haría una corriente de 60 Hz.
La figura 127, muestra el ancho de banda de las frecuencias empleadas en
electrocirugía.
Jorge Eduardo Quintero Muñoz – jorgequintero@bioingenieros.com
126
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Figura 127. Ancho de banda de la electrocirugía (www.valleylab.com)
La figura 128, muestra la relación entrada salida de un equipo de electrocirugía.
Obsérvese como el equipo se alimenta a 120V RMS y entrega al paciente 2400
V pico-pico. Además, la red de alimentación trabaja a 60 Hz y el equipo puede
entregar una onda seno oscilando a 500 KHz. En modo de corte, el equipo
puede estar entregando al paciente 350 W de potencia, para una resistencia del
mismo de 300 Ω y consumir de la red eléctrica 650 W, lo cual implica que en la
transformación de la tensión aparecen perdidas de potencia.
120V/60Hz
2400V pp/500 KHz
650W/Cut
350W/300Ω/Cut
Figura 128. Relación entrada-salida de un electrobisturí (www.valleylab.com)
En electrocirugía se emplean dos técnicas, la monopolar y la bipolar. En la
técnica monopolar, el electrodo activo se encuentra en la región a intervenir y el
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127
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electrodo de retorno de paciente (electrodo de placa) se encuentra en alguna
parte del cuerpo del paciente, por lo tanto, la corriente pasa a través del paciente
completando el circuito desde el electrodo activo al electrodo de retorno de
paciente, tal como se puede observar en la figura 129.
Figura 129. Electrocirugia monopolar (www.valleylab.com)
La técnica monopolar es la modalidad electroquirúrgica más usada, debido a su
versatilidad y efectividad clínica, ya que con esta técnica se puede cortar,
coagular y quemar tejidos.
En electrocirugía bipolar, tanto el electrodo activo y el electrodo de retorno están
montados en la misma pinza, aunque aislados eléctricamente, tal como se
muestra en la figura 130.
Figura 130. Electrocirugia bipolar (www.valleylab.com)
Las dos puntas de la pinza realizan las funciones del electrodo activo y el
electrodo de retorno. Solamente los tejidos asidos están incluidos en el circuito
eléctrico. Ya que la función de retorno es realizada por una punta de la pinza, el
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128
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electrodo de retorno de
paciente
no es necesario. Esta técnica se utiliza
principalmente para coagular.
En electrocirugía se utilizan tres formas de onda, tal como se puede observar en
la grafica 131, estas son: onda de corte puro (CUT), onda de corte con mezcla
(BLEND) y onda de coagulación (COAG).
Figura 131. Ondas electroquirurgicas (www.valleylab.com)
Las ondas Blend y Coag, tiene características de encendido (ON) y apagado
(OFF). El ciclo de trabajo se define como la relación porcentual entre el tiempo
de encendido (Ton) y el periodo (T= Ton+Toff). Para el caso de la onda Cut, su
ciclo de trabajo es del 100%, ya que siempre esta presente. En el caso de las
ondas Blend, el ciclo de trabajo es del 50%, 40% y 25% respectivamente.
Finalmente, para la onda Coag, el ciclo de trabajo es de solo 6%.
El ciclo de trabajo determina la capacidad de producir calor en los tejidos de
cada onda, por lo tanto la onda Cut, es la de mayor poder de corte y la Coag la
de menor y es por ello que esta onda no produce corte, sino coagulación. Las
ondas Blend, tienen ambos efectos combinados, es decir corta y coagula a la
vez.
La única variable que determina si una forma de onda vaporiza el tejido o
produce coagulación es la cantidad de calor producido. Un alto calor produce
una vaporización rápida. Un bajo calor produce una muy lenta coagulación.
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129
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El corte electroquirúrgico produce una incisión en el tejido por medio de
chispas eléctricas que focalizan el intenso calor en el sitio quirúrgico. Al chispear
el tejido, el cirujano produce una máxima concentración de corriente. Para
crear esta chispa el cirujano debe sostener el electrodo ligeramente lejos del
tejido. Esto producirá una gran cantidad de calor en un periodo muy corto de
tiempo obteniendo la vaporización de tejido, tal como se muestra en la figura
132.
•CUT
•Voltaje Medio/Alto
•Monopolar
Tejido
Figura 132. Corte electroquirurgico (www.valleylab.com)
La desecación (deshidratación celular) electroquirúrgica ocurre cuando el
electrodo está en contacto directo con el tejido. Las células secas forman un
coágulo vaporizándose y no explotan. Se puede emplear cualquiera de las tres
formas de onda. Cuando se emplea “CUT”, se baja el voltaje de la onda y al
tocar el tejido con el electrodo, la concentración de corriente se reduce. Se
genera menos calor y no se produce el “corte”, tal como se muestra en la figura
133.
•CUT
•COAG
•Voltaje Bajo
•Voltaje Medio
•Monopolar
•Monopolar
•Bipolar
Tejido
Tejido
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Figura 133. Desecación electroquirúrgica (www.valleylab.com)
Fulguración Electroquirúrgica: Chispas generadas con la forma de onda
COAG. Coagula y trabaja el tejido en una área amplia. Su ciclo de trabajo
(tiempo real) es del 6%, produciendo poco calor. El resultado será coagular en
lugar de la vaporización celular, Para superar la alta impedancia del aire, la
forma de onda de coagulación debe tener un voltaje significativamente más alto
que la onda de corte, como se muestra en la figura 134.
•CUT o COAG
•Voltaje Alto
•Monopolar
Tejido
Figura 134. Fulguración electroquirúrgica (www.valleylab.com)
11.2 DISEÑO DE UN EQUIPO DE ELECTROCIRUGÍA
La figura 135, muestra el diagrama de bloques funcional de un equipo de
electrocirugía de última generación.
FASE
NEUTRO
TIERRA
MICROCONTROLADOR
OSCILADOR
DE COAG.
INDICADOR DE
AUDIO
SELECTOR DE
POTENCIA
PURE/BLEND/COAG
OSCILADOR
DE CORTE
SELECTOR DE
POTENCIA
PREAMPLIFICADOR
DE CORRIENTE
SELECTOR DE
OPERACION
FUENTES DE
ALIMENTACION
DC
MONITOR
ALAMBRE DE
TIERRA
AMPLIFICADOR
DE POTENCIA
RF
PREAMPLIFICADOR
DE POTENCIA RF
PREAMPLIFICADOR
DE CORRIENTE
CONTROL
AUTOMATICO
DE POTENCIA
MONITOR CALIDAD
CONTACTO DE
PLACA
Figura 135. Diagrama de bloques de un equipo de electrocirugía
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131
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Los bloques azul y amarillo pertenecen al sistema de generación de las ondas
electroquirúrgicas en baja tensión. Los bloques verdes pertenecen al sistema de
control del equipo. Los bloques rojos pertenecen al sistema de potencia.
A continuación se describirá la función de cada bloque:
11.2.1 GENERACIÓN DE ONDAS ELECTROQUIRURGICAS
Un microcontrolador se encarga de generar las ondas de corte puro (PURE
CUT), corte mezclado (BLEND) y coagulación (COAG), de acuerdo a la
selección que ha hecho el cirujano, mediante el accionamiento de pedales
(técnica bipolar) o pulsadores que se encuentran en el electrodo activo (técnica
monopolar).
La figura 136 muestra las cinco ondas generadas por el microcontrolador de un
equipo de electrocirugía comercial las cuales se describen a continuación:
•
Onda 1: PURE CUT. Onda de pulsos cuadrada a 510 KHz. Amplitud, 5V.
•
Onda 2: BLEND 1. Onda de pulsos cuadrada a 510 KHz., con ciclo de
trabajo del 50% y frecuencia de repetición de 31 KHz.
•
Onda 3: BLEND 2. Onda de pulsos cuadrada a 510 KHz., con ciclo de
trabajo del 37.5% y frecuencia de repetición de 31 KHz.
•
Onda 4: BLEND 3. Onda de pulsos cuadrada a 510 KHz., con ciclo de
trabajo del 25% y frecuencia de repetición de 31 KHz.
•
Onda 5: COAG. Onda de pulsos, con ciclo de trabajo del 6% y frecuencia
de repetición de 31 KHz.
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Figura 136. Ondas generadas por el microcontrolador de un equipo de electrocirugía
A la salida de los pines del microcontrolador se conectan circuitos integrados
optoacopladores, para aislar galvánicamente al microcontrolador del resto del
circuito y así protegerlo de posibles cortocircuitos que puedan dañarlo, tal como
se observa en la figura 137.
+5V
+12V
OND A 5
AL S EL EC T O R D E P O T EN C IA
C O AG
P U R E/B LE N D
AL SE LE C T O R D E PO T E N C IA
O N D AS 1-2-3-4
+12V
Figura 137. Circuito generador de ondas por microcontrolador de un equipo de electrocirugía
11.2.2 SELECTOR DE POTENCIA
Consiste en un potenciómetro digital de circuito integrado, en donde la potencia
requerida por el cirujano se ajusta con las teclas de membrana UP/DOWN, tal
como se observa en la figura 138.
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133
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Figura 138. Circuito selector de potencia de un equipo de electrocirugía
11.2.3 PREAMPLIFICADOR DE CORRIENTE
+Vcc = 12V
IC 1
IB 1
β1
IC 2
2N 2222
IE 1
IB 2
β2
A L S E L E C T O R D E O P E R A C IO N
D 325
1K
IE 2
1K
Figura 139. Circuito preamplificador de corriente de un equipo de electrocirugía
Por lo general es un circuito Par Darlinton de alta ganancia de corriente que se
encarga de entregar la corriente necesaria a los terminales de entrada del
circuito selector de operación, sin cargar la salida del potenciómetro digital que
funciona como selector de potencia. La figura 139, mostrada arriba, presenta a
la estructura circuital de un par Darlinton.
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134
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11.2.4 SELECTOR DE OPERACIÓN
Consiste en un sistema de control accionado por pedales, uno para corte (color
amarillo) y el otro para coagulación (color azul) cuando el cirujano emplea la
técnica bipolar. También es accionado por el pulsador de corte (amarillo)
ubicado en el lapicero quirúrgico o el de coagulación (azul), cuando el cirujano
utiliza la técnica monopolar. Solo una onda electroquirúrgica será seleccionada y
se aplica a la entrada del preamplificador de potencia de RF. La figura 140,
muestra al circuito selector de operación cuando se emplean pedales.
CIRCUITO DE CONTROL
CIRCUITO DE ACCIONAMIENTO
K1
K2
NO
NC
COAG.
+Vcc = 12V
BOBINA
RELE
CUT
K1
PEDAL DE CUT
K2
AL PREAMPLIFICADOR DE
CORRIENTE DE RF
BOBINA
RELE
COAG
PEDAL DE COAG
K1
K2
NC
NO
PURE/BLEND
Figura 140. Circuito selector de operación de un equipo de electrocirugía
En la figura 140 se observa que los elementos actuadores son dos relevadores,
cuyas bobinas se energizan al accionarse los pedales ubicados en el circuito de
control. En el circuito de accionamiento se encuentran los contactos
normalmente abiertos (N.O) y normalmente cerrados (N.C) de los relevadores.
Nótese como si se accionaran al mismo tiempo los pedales de corte y
coagulación, ninguna onda será conectada a la entrada del preamplificador de
corriente de RF.
11.2.5 PREAMPLIFICADOR DE POTENCIA DE RF
Consiste en un par Darlinton pero polarizado a +250V, cuya función principal es
entregar la suficiente corriente a la entrada del amplificador de potencia de RF.
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135
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11.2.6 AMPLIFICADOR DE POTENCIA DE RF
Consiste en un amplificador de potencia de RF sintonizado, a base de
transistores de potencia BJT o MOSFET, conectados todos en paralelo, para
disminuir la potencia disipada por cada uno, tal como se muestra en la figura
141.
+Vcc = 250V
C1
L1
RP
N1
N2
PURE/BLEND
COAG.
Q2
Q1
2SD200
0.33Ω/10W
2SD200
0.33Ω/10W
Q3
2SD200
0.33Ω/10W
Q4
2SD200
0.33Ω/10W
Q5
2SD200
0.33Ω/10W
Q6
2SD200
0.33Ω/10W
Figura 141. Circuito amplificador de potencia de RF de un equipo de electrocirugía
Este amplificador tiene las siguientes características:
•
Trabaja en clase B cuando la onda de entrada es PURE CUT, ya que es
una onda cuadrada donde el ciclo de trabajo es del 50%.
•
Trabaja en clase C cuando la onda de entrada es COAG, ya que es una
onda con ciclo de trabajo menor al 10%.
•
Es un amplificador sintonizado, ya que entre la fuente de alimentación y
los colectores, existe un circuito tanque RLC paralelo. Este circuito se
sintoniza por lo general con la frecuencia del primer armónico de la onda
de corte puro. Cuando esto se logra se dice que el circuito entra en
resonancia y se genera una onda de voltaje seno pura en el circuito RLC
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136
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paralelo, cuya fuente de energía, viene a ser la corriente de colector que
oscila a la frecuencia de resonancia ( 1/[2π (L1C)1/2]. Las demás
componentes de frecuencia de la corriente de colector son rechazadas
por el circuito tanque ya que este se comporta como un filtro
rechazabanda de banda angosta. El núcleo del transformador es de
ferrita, debido a la alta frecuencia de trabajo.
•
El numero de espiras secundarias N2, se calcula, de tal manera que se
cumpla con el teorema de la máxima transferencia de potencia de
Thellegen. En este caso, la resistencia de paciente Rp, se asume como de
300 Ω para técnica monopolar y de 100 Ω para bipolar.
11.2.7 CONTROL AUTOMATICO DE POTENCIA
Consiste en un sistema de control digital, que mantiene la potencia de corte
aplicada al paciente, prácticamente en el mismo valor seleccionado en el panel
frontal del equipo, dentro de un amplio rango de impedancias de tejidos
diferentes. La figura 142, muestra el comportamiento del sistema de control
automático de potencia para el modelo FORCE FX de Valleylab.
Figura 142. Respuesta del control automático de potencia del FORCE FX
Obsérvese como para una potencia de corte puro seleccionada de 40W, la
potencia entregada al paciente se mantiene muy cerca de este valor desde los
100 hasta los 4000 Ω. Valleylab mide la eficacia de su sistema de control
automático, mediante un indicador denominado PER (Power Efficiency Rating),
que se calcula hallando el cociente entre la potencia real entregada por el equipo
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137
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y la potencia de corte seleccionada, multiplicado por 100. Nótese como el PER
del equipo de Valleylab es del 98%, muy superior al de un equipo convencional
sin el control automático de potencia que viene a ser solo del 61%.
11.2.7 MONITOR CALIDAD CONTACTO DE PLACA
Consiste en un sistema de control que mide constantemente la impedancia de
contacto entre el paciente y el electrodo de placa, con el propósito de eliminar el
riesgo de quemaduras al paciente por corrientes de fuga de RF, cuando la placa
se aísla del paciente. Cuando la impedancia sobre pasa un valor establecido, el
equipo automáticamente deja de generar potencia de RF y se dispara una
alarma tanto audible como visual que indica esta situación peligrosa para el
paciente. La técnica de medición es la de bioimpedanciometría, que consiste en
aplicar al paciente una corriente seno de menos de 10 µA RMS con frecuencia
de 100 KHz, midiéndose la tensión entre este y la placa, que viene a ser
proporcional a la impedancia de contacto. Por lo general el máximo valor
permitido es de 135 Ω.
11.2.8 MONITOR ALAMBRE DE TIERRA
Consiste en un sistema de control que monitorea la continuidad del alambre de
tierra que se encuentra conectado entre el chasis del equipo y el polo a tierra del
tomacorriente. Es fundamental el buen estado del alambre de tierra (baja
resistencia: menor a 0.5 Ω), ya que las corrientes de fuga de baja frecuencia,
generadas por el equipo se van a tierra, protegiendo la seguridad eléctrica del
paciente, ya que solo 10 µA de 60 Hz que pasen directamente a través del
músculo cardiaco producen fibrilación ventricular, pudiendo causar la muerte.
Cuando la diferencia de potencial entre el neutro y la tierra es mayor a un voltio
se debe desconectar automáticamente el equipo de la red, disparando una
alarma sonora y visual.
11.2.9 INDICADOR DE AUDIO
Consiste en circuito de audio, que genera un tono de 800 Hz cuando se
selecciona corte y uno de 1200 Hz, cuando se selecciona coagulación. Esto es
necesario para realimentar al cirujano que ha seleccionado, especialmente
cuando utiliza los pedales en modo bipolar.
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138
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11.2.10 FUENTES DE ALIMENTACION DC
Se encarga de generar las tensiones DC de 5V para los circuitos digitales, 12V
para los circuitos de preamplificación de corriente y de 250V para alimentar el
amplificador de potencia.
11.3 ESPECIFICACIONES TECNICAS DE UN EQUIPO DE ELECTROCIRUGIA
La figura 143, muestra el equipo comercial de electrocirugía microcontrolado de
última generación FORCE FX, fabricado por la empresa americana Valleylab
Inc. (www.valleylab.com)
Figura 143. Equipo de electrocirugía FORCE FX (www.valleylab.com)
A continuación se presentan sus especificaciones técnicas, tal como aparecen
en su datasheet:
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11.4 ACCESORIOS PARA ELECTROCIRUGÍA
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140
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La figura 144, muestra lapiceros quirúrgicos, electrodos de paciente y pedaleras.
Figura 144. Accesorios básicos de electrocirugía (www.geister.com)
La figura 154, muestra una gran variedad de electrodos quirúrgicos en técnica
monopolar.
Figura 144. Electrodos monopolares (www.geister.com)
La figura 145, muestra las pinzas bipolares.
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141
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Figura 145. Pinzas bipolares (www.geister.com)
La figura 146, muestra estructuras porta equipos.
Figura 146. Estructuras porta electrobisturís (www.geister.com)
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142
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UNIDAD 3. INSTRUMENTACION DE IMÁGENES MÉDICAS
JUSTIFICACION:
Los equipos de imágenes medicas se utilizan para “ver” dentro del cuerpo sin
invadirlo. Las imágenes médicas se utilizan cada vez mas en los protocolos para
hacer diagnostico especializado. Ejemplos de tales equipos son los de Rayos X
(RX), Tomografía Computada (TC), Resonancia Magnética Nuclear (RMN), Ultra
Sonido (US).
En vista de lo anterior el ingeniero biomédico debe estar en capacidad de
entender
el
funcionamiento
de
tales
equipos,
para
poder
efectuar
mantenimiento preventivo, correctivo y predictivo.
OBJETIVO GENERAL:
Aplicar los conceptos básicos de física moderna, matemáticas avanzadas y
electrónica que se utilizan en la construcción de equipos de imágenes medicas.
OBJETIVOS ESPECIFICOS:
•
Estudiar los equipos de RX convencionales.
•
Estudiar los equipos de TC.
BIBLIOGRAFIA:
•
Medical Instrumentation. Applications and Design. Jhon G Webster.
•
Introduction to Biomedical Engineering. John D Enderle
•
Handbook Biomedical Engineering. Vol. 1.
•
Introducción a la Bioingeniería. Mundo Electrónico.
•
Tecnología Radiológica. Rayos X. Javier González Rico
•
Tomografía Computada. Javier González Rico
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143
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CAPITULO 12. INTRODUCCIÓN A LAS IMÁGENES MÉDICAS
12.1 DEFINICION DE RADIOLOGIA
La radiología es el estudio de la interacción de una determinada radiación
energética cuando atraviesa un tejido humano y la obtención de información
clínica de interés a partir de la observación de esta interacción. La figura 147,
muestra una imagen de cráneo tomada con un equipo de resonancia magnética
nuclear, en donde los tejidos interactúan con un campo magnético. Se ha hecho
un corte con técnicas de procesamiento digital de imágenes para ver el interior
del mismo.
Figura 147. Resultado de la interacción de campos magnéticos con tejidos
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144
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12.2 DEFINICION DE IMÁGEN MÉDICA
Es la representación espacial en forma de imagen de la distribución de una o
más propiedades físicas dentro del cuerpo humano. Al igual que una señal, la
imagen contiene información, la diferencia estriba en que la cantidad bajo
estudio de la señal varia en el tiempo, mientras la cantidad de la imagen varía en
el espacio. Esta cantidad es un parámetro físico asociado a los tejidos. Por
ejemplo en la figura 148, se muestra la variación del parámetro de atenuación
(µ) en función de las coordenadas espaciales X, Y cuando los tejidos del
abdomen son atravesados por RX en un imagen tomada con un equipo de TC.
Y
(mm)
X (mm)
µ = f ( X,Y )
Figura 148. Variación espacial del coeficiente de atenuación, µ
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145
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La imagen de la figura 148, esta representada en la escala de grises, que va
desde el blanco hasta el negro. En RX y TC, al mayor coeficiente de atenuación,
µ, se le asigna el color blanco, mientras que al menor se le asigna el negro y a
los valores intermedios, se le asignan los diferentes grises de la escala.
Obsérvese como la variación de tonalidades grises, permite crear la imagen,
pues una imagen compuesta de un solo color no contiene información.
12.3 CLASIFICACION DE LAS IMÁGENES MÉDICAS
Las imágenes médicas se pueden clasificar de dos maneras:
•
Según la energía de radiación empleada
•
Según la forma de obtención de la imagen. Que a su vez se puede
clasificar en:
-
Imágenes obtenidas por proyección
-
Imágenes obtenidas por reconstrucción
12.3.1 SEGÚN LA ENERGIA DE RADIACION EMPLEADA
Actualmente hay cuatro tipos de energía que se emplea para radiar a los tejidos
del cuerpo y a partir de la interacción de estos con la energía obtener las
imágenes médicas:
•
Rayos X: Se aplican en radiología convencional, radiología digital,
angiografía digital por sustracción y tomografía computada.
•
Medicina Nuclear: Se emplea radiaciones procedentes de isótopos
radioactivos. Las aplicaciones de esta radiación son la tomografía por
emisión de fotones simples (SPECT) y tomografía por emisión de
positrones (PET).
•
Ultrasonidos: Se aplican en ecografía convencional (gineco-obstetricia) y
ecodoopler (ecocardiografía).
•
Electromagnéticas: Se aplican en Imágenes por resonancia magnética
nuclear (MRI), magnetoencefalografía (MEG) y electroencefalografía por
potenciales evocados (EEF).
La figura 149, muestra un collage de las energías de radiación descritas
anteriormente.
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146
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RAYOS X
MEDICINA NUCLEAR
ULTRASONIDOS
ELECTROMAGNETI CAS
Figura 149. Radiaciones empleadas en radiología
12.3.2 SEGÚN LA FORMA DE OBTENCION DE LA IMAGEN
12.3.2.1 IMÁGENES OBTENIDAS POR PROYECCION
Consiste en la manifestación directa de la interacción de alguna forma de
radiación con un tejido:
•
Radiología convencional: Proyección de un haz de RX, a través del
cuerpo humano, sobre una película sensible a esta radiación. La imagen
médica obtenida es una medida de la atenuación de los RX en el tejido,
tal como puede apreciarse en la figura 150.
Figura 150. Placa de RX del tórax
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147
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•
Radiología Digital: Los mismos principios de la radiología convencional,
pero las imágenes se obtienen en formato digital. La Angiografía Digital
por Sustracción (DSA), pertenece a esta clasificación y se emplea
regularmente en medicina vascular para ver el estado de las arterias y las
venas en tiempo real, empleando medios de contraste. La figura 151,
muestra una imagen de este tipo.
Figura 151. Angiografía Digital por Sustracción
•
Medicina nuclear: Es una medida de la localización y concentración de
un isótopo radiactivo. Suministra información morfológica de un órgano,
como también del funcionamiento de un proceso biológico. La figura152
presenta una imagen típica de medicina nuclear.
Figura 152. Imagen de Medicina Nuclear
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148
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•
Ultrasonido: Es un mapa de intensidades eco (reflejadas) como
resultado de la interacción del pulso de ultrasonido con los tejidos. La
figura 153, presenta imágenes de ecografía.
Figura 153. Imágenes de ecografía
12.3.2.2 IMÁGENES OBTENIDAS POR RECONSTRUCCION
Imagen indirecta obtenida en dos etapas:
1. Creación de las secciones o proyecciones de la imagen.
2. Generación de la imagen a partir de sus proyecciones.
Las imágenes por reconstrucción son las siguientes:
•
Tomografía Computada: Las imágenes se generan con fuentes de RX.
Se reconstruye la imagen a partir de los valores de atenuación de los
distintos haces de RX medidos desde múltiples ángulos. La figura 154,
muestra una imagen típica de TC.
Figura 154. Imagen de TC
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•
SPECT/PET: Tomografía por Emisión de Fotones Simples/Tomografía
por Emisión de Positrones. Imágenes de medicina nuclear tomadas con la
técnica de la tomografía computada. En el caso de SPECT, se introducen
al cuerpo elementos radiactivos con desintegración Gamma (Rayos de
fotones). En el caso de
PET se introducen al cuerpo elementos
radiactivos con desintegración Beta+ (Positrones). La figura 155, muestra
este tipo de imágenes.
Cerebros Normales
Cerebros con Alzeimer
Figura 155. Imágenes SPECT/PET
•
Imágenes por Resonancia Magnética Nuclear: Se fundamenta en la
propiedad de los núcleos atómicos del cuerpo humano, que presentan un
momento magnético que les hace actuar como imanes. Al colocar al
paciente dentro de un campo magnético fuerte, los núcleos de Hidrogeno
se alinean en la dirección éste, girando alrededor de esta dirección con
una frecuencia proporcional al tipo de núcleo y a la magnitud del campo.
Si se aplica un pulso de radio frecuencia con un ángulo determinado con
respecto al campo estacionario, los núcleos con frecuencia de rotación
igual a la del pulso de RF resonarán absorbiendo energía. Si a
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150
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continuación se elimina el pulso, los núcleos volverán a su estado original
de alineación con el campo estático, emitiendo una señal de RF cuya
intensidad y duración depende de la densidad y tipo de núcleo. La
medición de estos parámetros puede procesarse posteriormente y
utilizarse para generar imágenes que representan diferencias biológicas
entre los tejidos. La figura 156, muestra una imagen obtenida con RMN.
Figura 156. Imagen de RMN
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13. EQUIPOS DE RAYOS X
Los equipos de rayos X se utilizan para tomar radiografías. Una radiografía es
una imagen registrada en una placa o película fotográfica. La imagen se obtiene
al exponer dicha placa o película a una fuente de radiación de alta energía,
comúnmente rayos X o radiación gamma procedente de isótopos radiactivos
(Iridio 192, Cobalto 60, Cesio 137). Al interponer un objeto entre la fuente de
radiación y la placa o película las partes más densas aparecen con un tono más
o menos gris en función inversa a la densidad del objeto, como es el caso de los
huesos en el cuerpo humano. Si la radiación incide directamente sobre la placa
o película, se registra un tono negro, por la baja densidad, tal como sucede con
los pulmones. Sus usos pueden ser tanto médicos, para detectar fisuras en
huesos, como industriales en la detección de defectos en materiales y
soldaduras tales como grietas y poros. La figura 157, muestra un equipo de RX
utilizado para tomar una radiografía de tórax y la imagen resultante.
Figura 157. Radiografía de tórax tomada con equipo de rayos X
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13.1 PRINCIPIOS FÍSICOS DE LA GENERACIÓN DE LOS RX
Los RX son ondas electromagnéticas ionizantes de origen no nuclear en el
rango de 3 X 1017 hasta 5 X 1019 Hz, a los cuales se les considera fotones.
Ionizantes significa que son capaces de arrancar electrones de sus orbitas y por
lo tanto rompen enlaces y de origen no nuclear significa que esta radiación no
proviene del núcleo de los átomos. La figura 158 muestra una comparación de la
longitud de onda de los RX comparado con otros tipos de energía, tal como RF,
microondas, luz infrarroja, luz visible, luz ultravioleta y rayos gamma.
Figura 158. Longitud de onda de los RX comparada con otras energías
Los RX se obtienen haciendo incidir un haz de electrones (e-) acelerados con
alta velocidad sobre una estructura metálica que por lo general es una placa de
tungsteno. La figura 159, muestra como se generan los RX. Los electrones
incidentes se generan a partir del efecto termoiónico, que consiste en calentar
un filamento de tungsteno, por medio de hacerle pasar una corriente eléctrica,
produciéndose el efecto Joule. Al calentarse el filamento, los electrones de
valencia de los átomos en la superficie de éste, abandonan esta órbita atómica y
quedan libres, no perteneciendo entonces a ningún átomo del filamento,
formándose una nube electrónica alrededor del filamento. Al perder electrones
estos átomos se convierten en iones positivos, de ahí el nombre de efecto
termiónico. Si a este filamento caliente se le conecta un alto voltaje DC negativo,
por razones de la ley de cargas de Coulomb, los electrones que fueron excitados
por el efecto termoiónico son repelidos con una gran fuerza. Al filamento
negativo se le denomina Cátodo. El potencial positivo de la fuente DC
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se
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conecta a la placa del ánodo para atraer a los electrones expulsados del cátodo
y así cerrar el circuito.
Alto voltaje (-)
Bobinas de aceleración
Cátodo
Rejillas de enfoque
caliente
Alto voltaje (+)
Ánodo
Haz electrónico incidente
Fuente DC
Alta Tensión
(KV)
Rayos X
(Fotones)
Figura 159. Generación de los RX
Como los electrones repelidos se dispersan en el espacio en todas las
direcciones es necesario dirigirlos hacia el blanco (Ánodo), por medio de unas
rejillas polarizadas negativamente denominadas placas de enfoque. Una vez
enfocados correctamente, los electrones incidentes se deben acelerar a alta
velocidad para aumentar su energía cinética (1/2 m v2) y para ello se emplean
unas bobinas cuyo campo magnético aumentan la velocidad. Al “chocar” los
interacción de los electrones incidentes con los electrones y núcleos de los
átomos del ánodo.
13.1.1 INTERACCION ELECTRONES INCIDENTES – ELECTRONES ANODO
La grafica 160 ilustra lo que sucede cuando se presenta la interacción entre un
electrón incidente proveniente de la nube electrónica del cátodo y un electrón
perteneciente a un átomo de la placa del ánodo. Cuando el electrón incidente
(1), entra dentro del campo eléctrico del electrón anódico de la orbita K (2), se
presenta una enorme fuerza de repulsión que hace que el incidente rebote y el
anódico salga expulsado de su orbita. En ese momento, un electrón anódico de
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la orbita L (3) salta a llenar el vacío dejado por el electrón 2 y como en la orbita L
posee un mayor nivel de energía que en la K, se libera entonces el excedente
energético generándose una radiación en forma de fotón que constituye un rayo
X.
Electrón del
ánodo
expulsado
Átomo del
Ánodo
Electrón
incidente
Electrón
incidente
rebotado
Electrón del
ánodo que
abandona su
orbita
Fotón de RX
característico
Figura 160. Interacción electrón incidente con electrón anódico
Este fenómeno que se acaba de explicar sucede en el mismo instante con
millones de electrones incidentes y produce lo que se denomina la radiación
característica de RX, que depende principalmente del tipo de material de la
placa del ánodo.
La energía del fotón de RX (EF), su frecuencia y longitud de onda se determinan
así:
•
EF = EL - EK = h x f; (electrón-voltio, eV), donde h es la constante de
Plank y f es la frecuencia de radiación del fotón.
•
h = 4.135 X 10-15 ; (eV x s),
•
f = EF / h, (Hz),
•
λ = c / f, (m); donde c, es la velocidad de la luz,
•
c = 3 X 108 , (m/s).
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La figura 161, muestra la relación entre la intensidad relativa de la radiación y la
longitud de onda de los RX generados por la interacción electrón-electrón, que
como se puede observar solo tiene dos frecuencias o longitudes de onda, por
eso esta radiación también recibe el nombre de espectro discreto o discontinuo.
I
n
t
e
n
s
i
d
a
d
Rayos X
característico
para un
ánodo de
molibdeno a
35 KV
r
e
l
a
ti
v
a
Longitud de onda (nm)
Figura 161. Espectro discreto de RX.
13.1.2 INTERACCION ELECTRONES INCIDENTES – NUCLEOS ANODO
La grafica 162 ilustra lo que sucede cuando se presenta la interacción entre un
electrón incidente proveniente de la nube electrónica del cátodo y un núcleo
perteneciente a un átomo de la placa del ánodo. Cuando el electrón incidente (1,
2, 3), entra dentro del campo eléctrico del núcleo anódico, se presenta una
enorme fuerza de atracción que hace que el incidente cambie su trayectoria y
sufra un frenado. Como la velocidad es una cantidad vectorial, al cambiar la
dirección del vector de los electrones incidentes, la energía cinética final (1/2 m
v22) es menor a la inicial, antes de interactuar (1/2 m v12). En ese momento, se
libera entonces el excedente energético del electrón incidente generándose una
radiación en forma de fotón que constituye un rayo X. A esta radiación se le
conoce como radiación de frenado.
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Átomo del
Ánodo
Electrones
incidentes
Impacto con
el núcleo.
Máxima
energía del
fotón
Interacción
mediana con
el núcleo.
Moderada
energía del
Interacción fotón
lejana con el
núcleo.
Mínima
energía del
fotón
Figura 162. Interacción electrón incidente con núcleo anódico
La figura 162 muestra las tres posibilidades de interacción entre los electrones
incidentes y el núcleo de un átomo del ánodo:
•
Posibilidad uno: Impacto frontal. Máximo frenado. Esto le sucede al
electrón incidente (1). La energía del fotón es:
EF = 1/2 m v12 - 1/2 m v22 ; como v2 es cero en este caso, la energía del
fotón es máxima, por lo tanto también lo será la frecuencia de radiación y
mínima la longitud de onda.
•
Posibilidad dos: Interacción lejana. Mínimo frenado. Esto le sucede al
electrón incidente (3). La energía del fotón es:
EF = 1/2 m v12 - 1/2 m v22 ; como v2 es muy cercana a v1 en este caso, la
energía del fotón es mínima, por lo tanto también lo será la frecuencia de
radiación y máxima la longitud de onda.
•
Posibilidad tres: Interacción mediana. Frenado moderado. Esto le sucede
al electrón incidente (2). En este caso, la energía del fotón es mediana,
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157
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por lo tanto también lo será la frecuencia de radiación y la longitud de
onda.
La figura 163, muestra la relación entre la intensidad relativa de la radiación y la
longitud de onda de los RX generados por la interacción electrón-núcleo, que
como se puede observar esta compuesto de infinitas frecuencias o longitudes de
onda, por eso esta radiación también recibe el nombre de espectro continuo.
Obsérvese como a mayor tensión aplicada en KV al ánodo, mayor en la
intensidad energética de los fotones de RX generados.
I
n
t
e
n
s
i
d
a
d
r
e
l
a
ti
v
a
Longitud de onda (nm)
Figura 163. Espectro continuo de RX.
La figura 164, muestra los dos tipos de radiaciones que se generan en un tubo
de RX, para un ánodo de tungsteno con tensión de 100 KV y un ángulo de
inclinación de 13°. Con las técnicas actuales de diagnostico medico, en donde
se trabajan con tensiones entre 30 KV y 150 KV, el espectro predominante es el
continuo. Para el tungsteno, el espectro característico se presenta a los 69.5 KV
únicamente. Es decir, para tensiones elevadas predomina el espectro continuo y
para las bajas el característico.
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N
u
m
e
r
o
R
e
l
a
t
i
v
o
Radiación de
frenado
Radiación
característica
F
o
t
o
n
e
s
Energía de los fotones (KeV)
Figura 164. Radiación completa de un tubo de RX con placa de tungsteno.
La siguiente tabla relaciona la energía de cada fotón con su frecuencia y longitud
de onda asociada, como también el máximo espesor que es capaz de atravesar
para el concreto, lead, tejido humano y aluminio.
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13.2 EL TUBO DE RAYOS X
La figura 165, muestra el esquema de un tubo de RX comercial.
FUENTE DC
TUBO DE VACIO
IB
VF
IF
......N.........
E
FOCO
ACEITE
CARCAZA
RAYOS X
Figura 165. Esquema de un tubo de RX comercial
A continuación se describe cada una de las partes que componen al tubo de RX:
•
Cátodo (C): Filamento de tungsteno de 0.2 a 0.3 mm de diámetro, que al
calentarse produce una nube de electrones por efecto termoiónico. Tiene
una resistencia RF.
•
Fuente de Filamento: Produce la tensión VF, necesaria para calentar el
filamento, por ley de Joule ([VF2 / RF] x t). Esta tensión es regulable entre 0
y 15 V. La corriente de filamento IF, varia entre 3 y 8 amperios.
•
Nube de electrones: NE, es la cantidad de electrones producidos por la
tensión de filamento.
•
Ánodo (A): Construido de material de tungsteno, para soportar
temperaturas elevadas. Tiene una superficie inclinada para direccionar
mejor los RX y es giratorio para distribuir la temperatura en su superficie.
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En la practica, el ánodo en el rotor de un motor de inducción jaula de
ardilla.
•
Fuente de DC: Fuente de alta tensión regulable entre 25 y 200 KV que
dispara los electrones de la nube hacia el ánodo.
•
Corriente del tubo (IB): Solo el 1% de los electrones incidentes que
llegan al ánodo chocan o interactúan con los átomos para producir RX. El
99% restante generan la corriente IB que circula por el circuito de alta
tensión, determinando los mA del tubo.
•
Tubo de vacío: El Cátodo y el Ánodo están encerrados dentro de un tubo
de vacío perfecto, para evitar la combustión por el calentamiento del
filamento.
•
Aceite: El tubo se encuentra refrigerado en un baño de aceite debido a la
gran disipación calórica.
•
Carcaza: Envoltura de plomo que forma una pantalla de protección frente
a los RX no deseados, que se dispersan dentro del mismo y no fueron
direccionados.
•
Filtro (F): Absorbe la radiación menos energética, es decir los fotones de
mayor longitud de onda que pudieran causar radiaciones innecesarias
dentro del paciente, ya que no lo atravesarían. Se utiliza aluminio cuando
la tensión es menor a 150 KV y cobre cuando es mayor.
•
Diafragma (D): Regula las dimensiones del haz útil, se le denomina
colimador. Se construye con una serie de placas metálicas (aluminio o
cobre) con agujeros en el centro. Su propósito es absorber la radiación
que no tiene dirección adecuada.
•
Foco: Se denomina también punto focal o blanco, al área (mm2) del
ánodo donde chocan los electrones incidentes interactuando con la
estructura atómica de este y en donde se generan los fotones de RX.
Como el haz de electrones incide en un área muy pequeña, el calor
generado en este punto es enorme, pudiendo llegar a fundirse el material
del ánodo en este punto, por ello el foco debe tener un tamaño
correspondiente a la carga que debe soportar. Los ánodos son giran a
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161
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velocidades de 3600 rpm para pistas focales de 21 cm. de longitud en
tubos normales. En los supertubos, la velocidad de rotación aumenta a
10.800 rpm, con pistas focales de 53 cm. Cada exposición radiográfica
exige del foco cierta carga durante un tiempo determinado, expresada en
W/s o en unidades térmicas (UT), ya que la mayor parte de la energía se
convierte en calor.
La figura 166, muestra la relación entre la corriente del tubo IB y la corriente de
filamento IF para una familia de curvas a diferentes KV y para un foco de 1mm x
1mm. De la grafica se concluye que mientras a 80 KV, el tubo soporta corrientes
de 550 mA con corrientes de filamento de 6.2 A, a 150 KV, la máxima corriente
del tubo se baja a 280 mA, para corriente de filamento de solo 5.4 A, esto para
respetar la máxima carga térmica que puede soportar el ánodo.
Para identificar los tubos de RX, se menciona en primer lugar el nombre
patentado en forma abreviada, por ejemplo Ro para Rotalix, seguido de la
máxima tensión permitida en KV, y a continuación la potencia de los focos, por
ejemplo 12 KW para el foco fino y 27 KW para el grueso. Entonces el tubo queda
identificado así: Ro125/12/27.
IB (mA)
Foco
(1mmx1mm)
IF (A)
Figura 166. Relación IB versus IF de un tubo de RX comercial
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Es importante tener en cuenta que la capacidad de penetración del haz de RX
se controla mediante los KV, es decir a más KV mayor penetración y la cantidad
de la radiación, es decir el número de fotones de RX depende de IB, que a su
vez depende de VF.
La siguiente tabla muestra los KV, el tipo de material del ánodo, el tipo de fuente
de RX y el promedio de energía de los fotones de acuerdo a la aplicación.
13.3 FUNCIONAMIENTO DEL EQUIPO DE RX
La figura 167 muestra el diagrama de bloques funcional de un equipo de RX.
Se alimenta de la red eléctrica de 60 Hz, ya sea en forma monofásica o en forma
trifásica. Esto depende de la cantidad de KV requerido por el tubo. Por ejemplo
para unidades de RX odontológicas, hasta 60 KV, se alimenta monofásicamente,
y para equipos de radiología general, hasta 150 KV, se alimenta trifásicamente.
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TRANSFORMADOR
DE BAJA TENSIÓN
CIRCUITO DE
TEMPORIZACION
(G)
PARA EL FILAMENTO
DE LA VALVULA
CONTROL DE
TEMPERATURA DEL
ANODO
RECTIFICADORA
RED ELÉCTRICA
MONOFASICA O
TRIFASICA
AUTO
TRANSFORMADOR
1 X 120V/ 3 X 220 V
/ 60 Hz
TRANSFORMADOR
(A)
DE ALT A TENSIÓN
(B)
RECTIFICADOR CON
VALVULAS DE VACIO
(E)
TRANSFORMADOR
DE BAJA TENSIÓN
DEL FILAMENTO
(C)
CONTROL DE
CORRIENTE DEL
FILAMENTO
(D)
TUBO DE RAYOS X
(F)
Figura 167. Diagrama de bloques de un equipo de RX comercial
La figura 168, muestra el plano electrónico básico de un equipo de RX
monofásico, identificando la parte correspondiente con el diagrama de bloques.
D
C
F
G
B
E
A
Figura 168. Plano electrónico de un equipo de RX monofásico
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164
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A continuación se hará una breve descripción de la función de cada una de las
partes que componen a un equipo de RX.
13.1 TRANSFORMADOR DE ALTA TENSIÓN
El transformador es un dispositivo que se encarga de reducir o elevar el voltaje
de corriente alterna que tiene a su entrada en otro diferente que entrega a su
salida. Se compone de un núcleo de hierro sobre el cual se han arrollado varias
espiras (vueltas) de alambre conductor, tal como se muestra en la figura 169.
Figura 169. Constitución de un transformador
Al conjunto de vueltas se les denominan bobinas y se les identifican como
bobina primaria a aquella que recibe el voltaje de entrada y bobina secundaria a
aquella que entrega el voltaje transformado. El principio de funcionamiento del
transformador es el siguiente:
•
La Bobina primaria recibe un voltaje alterno que hará circular, por ella,
una corriente alterna.
•
Esta corriente inducirá un flujo magnético en el núcleo de hierro.
•
Como el bobinado secundario está arrollado sobre el mismo núcleo de
hierro, el flujo magnético circulará a través de las espiras de éste.
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165
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•
Al haber un flujo magnético que atraviesa las espiras del secundario, se
generará por el alambre del secundario una tensión. En este bobinado
secundario habría una corriente si hay una carga conectada.
La razón de transformación del voltaje entre el bobinado primario y el secundario
depende del número de vueltas que tenga cada uno y se puede calcular
mediante la siguiente expresión: Vs = Ns x Vp / Np
Un transformador puede ser elevador, cuando Ns es mayor que Np y reductor
cuando Ns es menor de Np.
En los equipos de RX, el transformador de alta tensión es elevador, ya que se
encarga de elevar la baja tensión entregada por el autotransformador, a los
niveles del voltaje (KV) requeridos para obtener el nivel de penetración de los
RX requeridos de acuerdo al grosor de los tejidos que deben atravesar para
llegar a la placa de radiografía.
13.2 AUTOTRANSFORMADOR
El autotransformador es un transformador donde una parte del devanado es
común tanto al primario como al secundario. El principio de funcionamiento es el
mismo que el de el transformador común, entonces la relación de transformación
entre las tensiones y las corrientes y el número de vueltas se mantiene.
Las corrientes primaria y secundaria están en oposición y la corriente total que
circula por las espiras en común es igual a la diferencia de la corriente del
devanado de baja tensión y el devanado de alta tensión. Para que un
autotransformador funcione adecuadamente, los dos devanados deben tener el
mismo sentido de bobinado. Los autotransformadores tienen la ventaja sobre los
transformadores comunes, de un peso y costo menor. Otra ventaja es la de no
necesitar aislamiento entre los bobinados primario y secundario. Sin embargo
esto trae la desventaja de que el bobinado primario no es independiente del
secundario. Esto causa peligro para una persona, pues entre tierra y el hilo
común del secundario y el primario, existe la tensión del primario. En los equipos
de RX, se utiliza un autotransformador con taps que permita seleccionar
diferentes niveles de tensión que alimentaran al devanado primario del
transformador de alta tensión y así obtener diferentes niveles de KV DC de
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acuerdo al tipo de placa de RX que se requiera tomar al paciente. La figura 170
muestra los autotransformadores reductores y elevadores respectivamente.
AUTOTRANSFORMADOR REDUCTOR
AUTOTRANSFORMADOR ELEVADOR
Figura 170. Tipos de autotransformadores
En los equipos de RX se emplean los autotransformadores reductores.
13.3 TRANSFORMADOR DE BAJA TENSIÓN DEL FILAMENTO DEL
CATODO
Es el encargado de alimentar en baja tensión el circuito de control de corriente
de filamento del cátodo del tubo de RX.
13.4 TRANSFORMADOR DE BAJA TENSIÓN DEL FILAMENTO DE LAS
VALVULAS RECTIFICADORAS
Es el encargado de alimentar en baja tensión el circuito de control de corriente
de filamento del cátodo de las válvulas rectificadoras.
13.5 CONTROL DE LA CORRIENTE DE FILAMENTO
Aunque en la figura de la grafica 168 este control se propone por pasos y no
lineal y se regula la corriente del filamento del cátodo del tubo de RX mediante el
número de espiras del primario del transformador correspondiente con
resistencias en serie, en los equipos de última generación se utiliza control de
fase empleando tiristores, ya que este tipo de control es lineal y es mas eficiente.
La figura 171, muestra el control de la corriente de filamento con tiristores.
El voltaje RMS en el filamento esta determinado por el ángulo de disparo α de
los tiristores mediante la siguiente ecuación:
VRMS = Vm/√2 [1/π (π – α + (sen2α)/2]1/2
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FORMA DE ONDA DEL VOLTAJE
EN EL FILAMENTO
(FILAMENTO)
Figura 171. Control de corriente de filamento mediante control de fase
13.6 CIRCUITO DE TEMPORIZACION
Es un circuito de control temporizado con característica ON/OFF (todo o nada)
en donde se determina el tiempo de exposición, es decir durante cuanto tiempo
el equipo producirá RX. Al terminarse el tiempo programado para la toma de la
radiografía por parte del técnico radiólogo, el circuito de temporización abre un
contacto normalmente cerrado que conecta al secundario del autotransformador
con el primario del transformador de alta tensión y cesa entonces la radiación de
RX.
13.7 CIRCUITO DE CONTROL DE LA TEMPERATURA DEL ANODO
Es un circuito de control con característica ON/OFF (todo o nada), que abre un
contacto normalmente cerrado que se encuentra en serie con el contacto
normalmente cerrado del circuito temporizador y desconecta al primario del
transformador de alta tensión cuando la temperatura de la placa del ánodo
sobrepasa un valor predeterminado por el fabricante para protegerlo por exceso
de carga térmica.
13.8 CIRCUITO RECTIFICADOR
13.8.1 VALVULAS RECTIFICADORAS DE VACIO
En los equipos de RX, se utiliza como dispositivo rectificador a las válvulas
rectificadoras de vacío, ya que estas soportan grandes tensiones de polarización
inversa, algo que por ahora, los diodos semiconductores son incapaces de
alcanzar.
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168
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La válvula rectificadora se denomina también válvula termoiónica que consiste
en un componente electrónico basado en la propiedad que tienen los metales en
caliente de liberar electrones desde su superficie. Se usó ampliamente en la
electrónica analógica y digital antes de la invención del transistor, y sobrevive en
aplicaciones específicas, como es el caso de los equipos de RX. La válvula
termoiónica más simple está constituida por una ampolla de vidrio, similar a la de
las lámparas de incandescencia, a la que se le ha practicado el vacío y en la que
se hallan encerrados dos electrodos, denominados cátodo y ánodo, tal como se
muestra en la figura 172, con su símbolo clásico.
Figura 172. Válvula rectificadora de vacío
Físicamente, el cátodo, consiste en un filamento de wolframio, recubierto por
una sustancia rica en electrones libres, que se calienta mediante el paso de una
corriente. El ánodo está formado por una placa metálica que rodea al filamento a
una cierta distancia y a la que se aplica un potencial positivo. Por constar de dos
electrodos a la válvula antes descrita se le denomina diodo.
En tanto en cuanto que la función de cátodo es realizada directamente por el
filamento, se trata de una válvula de caldeo directo.
Cuando se quieren obtener mayores corrientes a través de la válvula y un
aislamiento eléctrico entre la fuente de corriente de caldeo del filamento y la de
ánodo-cátodo, se utiliza un cátodo independiente constituido por un tubito
metálico revestido o "pintado" con algún material rico en electrones libres, como
el óxido de torio, que rodea el filamento, aislado eléctricamente, pero muy
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169
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próximo a él para poder calentarlo adecuadamente. En este caso la válvula se
denomina de caldeo indirecto, pudiendo entonces la corriente del caldeo ser
incluso alterna. En este tipo de válvulas el filamento solo es el elemento
calefactor y no se considera un electrodo activo. Al estar los filamentos aislados
se pueden conectar juntos (en serie o paralelo) los filamentos de todas las
válvulas del equipo, lo que no es posible con cátodos de caldeo directo.
Si se agregan otros electrodos entre ánodo y cátodo - llamados rejillas - se
puede controlar o modular el flujo de electrones que llegan al ánodo, de ahí la
denominación de válvula.
Debido al hecho de que la corriente por el interior de la válvula solo puede
circular en un sentido, una de las aplicaciones de las válvulas termoiónicas es su
utilización como rectificador, es decir que los electrones liberados por el cátodo
caliente solo pueden llegar al ánodo cuando este es positivo con respecto a
este. Con una corriente alterna aplicada a la válvula entre el cátodo y el ánodo,
durante el semiciclo en que el ánodo es negativo no hay circulación de corriente
y durante el semiciclo que es positivo si hay circulación de corriente.
13.8.2 RECTIFICADOR TRIFASICO DE MEDIA ONDA
No se considerará en este apartado los rectificadores monofásicos de media
onda y onda completa ya que están suficientemente explicados en la literatura
de electrónica general, mas bien se estudiaran los rectificadores trifásicos. La
figura 173 muestra como a partir de la red trifásica AC se rectifica y se entrega
corriente continua a motores DC, hornos de inducción, hornos de fundición,
procesos electrolíticos de galvanoplastia y tubos de RX.
Las ventajas de los rectificadores trifásicos con respecto a los monofásicos son
las siguientes:
•
Mayor potencia de salida
•
Mayor tensión DC a la salida
•
Menor rizado en la tensión de salida
•
Menores exigencias para el filtro de salida
•
Mejor factor de potencia
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170
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Figura 173. Concepción de un rectificador trifásico
La figura 174 muestra un rectificador trifásico de media onda con carga resistiva.
N
Figura 174. Rectificador trifásico de media onda con carga resistiva
Con respecto a la figura 174 se pueden hacer las siguientes observaciones:
•
El transformador empleado es del tipo estrella – estrella (Y-Y).
•
Un transformador trifásico equivale a conectar a 3 monofásicos.
•
El punto común de los arrollamientos secundarios es el neutro, N.
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171
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•
Si solo se usara un arrollamiento secundario, se tendría un rectificador
monofásico de media onda.
•
El rectificador trifásico de media onda consiste en conectar tres
rectificadores monofásicos de media onda en paralelo.
•
Cuando cualquiera de los rectificadores conduce a la carga le queda
conectada la fase respectiva, por lo tanto en este tipo de rectificador, se
trabaja con tensiones de fase.
•
Solo un rectificador conduce a la vez, ya que si lo hicieran dos o tres al
mismo tiempo se presentaría un cortocircuito.
La figura 175 muestra como se calcula el valor DC de la tensión de salida del
rectificador de media onda con carga resistiva, donde VMF, es el voltaje pico del
voltaje de fase del secundario del transformador de alta tensión.
VMF
VMF
VDC =
VMF
VMF
VMF
Figura 175. Onda de salida del Rectificador trifásico de media onda con carga resistiva.
Recordando que el valor DC de la tensión de salida de un rectificador
monofásico de onda completa es 2VMF / π, entonces, la tensión de salida del
rectificador trifásico de media onda es 1.3 veces mas grande, es decir, al
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172
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emplear un rectificador trifásico de media onda se logra un aumento del 30%, lo
cual justifica utilizarlo.
13.8.3 RECTIFICADOR TRIFÁSICO DE ONDA COMPLETA
La figura 176 muestra el circuito de un rectificador trifásico de onda completa,
denominado también puente rectificador trifásico.
Este circuito rectificador tiene las siguientes características:
•
Se emplean 6 rectificadores.
•
Dos rectificadores conducen al mismo tiempo y aplican a la carga
tensiones de línea, no de fase, por lo tanto, el valor DC de la tensión en la
carga será mayor que el producido por el puente rectificador de media
onda.
•
Cuando se emplea transformador, el secundario se conecta en estrella,
para aumentar las tensiones de línea.
•
Presenta menor tensión de rizado.
•
La frecuencia es 6 veces mayor que la de la red, es decir que en
Colombia, la frecuencia de la onda de salida de este tipo de rectificador
es de 360 Hz.
Figura 176. Puente rectificador trifásico
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173
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El proceso de conducción es el siguiente:
1) Cuando D1 conduce la corriente sale de la fase R, pasa por D1, atraviesa
la carga y cuando retorna a través del diodo D5, la tensión aplicada a la
carga es la tensión de línea VRS. Cuando retorna a través del diodo D6, la
tensión aplicada a la carga será ahora la tensión de línea VRT.
2) Cuando D2 conduce la corriente sale de la fase S, pasa por D2, atraviesa
la carga y cuando retorna a través del diodo D6, la tensión aplicada a la
carga es la tensión de línea VST. Cuando retorna a través del diodo D4, la
tensión aplicada a la carga será ahora la tensión de línea VSR.
3) Cuando D3 conduce la corriente sale de la fase T, pasa por D3, atraviesa
la carga y cuando retorna a través del diodo D5, la tensión aplicada a la
carga es la tensión de línea VTS. Cuando retorna a través del diodo D4, la
tensión aplicada a la carga será ahora la tensión de línea VTR.
La figura 177 muestra finalmente la tensión rectificada en la carga, con la
información de que diodos conducen por cada intervalo y por lo tanto sirve para
calcular el valor DC de la tensión de salida del puente rectificador trifásico con
carga resistiva.
VMF
VDC =
VRS
VMF
VMF
Figura 177. Tensión de salida del puente rectificador trifásico
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174
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Se puede concluir que la tensión DC del puente rectificador trifásico es el doble
de la del rectificador trifásico de media onda con lo que se logra un aumento del
100%, lo cual justifica utilizarlo.
13.9
ESPECIFICACIONES
TECNICAS
DE
LOS
EQUIPOS
DE
RX
COMERCIALES
13.9.1 EQUIPOS PORTATILES
Diseñado para las áreas en radiología, salas de recién nacidos, salas de cirugía,
emergencia, veterinaria. Fácil desplazamiento y operación.
Las especificaciones son las siguientes:
•
Marca: Perlong Group
•
Modelo: PLX102
•
Fuente de poder: 2.96KW
•
Tubo radiográfico: ánodo fijo
•
Rectificación de onda completa monofásica
•
Voltaje del tubo: 40~90KV
•
Corriente del tubo: 50~90KV 15mA, 50~90KV 30mA, 40~80KV 50mA
•
Tiempo de exposición: 50-90KV 15mA 0.1-6.3s, 50-90KV 30mA 0.1-6.3s,
40-80KV 50mA 0.1-1.5s
•
Fuente de alimentación: 110V/60Hz
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175
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13.9.2 EQUIPOS FIJOS
Cuenta con un generador radiográfico digital de diseño compacto y de alto
desempeño con sistema contactor SCR, sistema para protección de tubo de
estado sólido y timer digital que contribuye a mejorar la calidad de la imagen,
dando como resultado imágenes con alto contenido de detalles anatómicos.
Este sistema puede ser utilizado en hospitales, clínicas, centros médicos,
unidades de urgencias, salas de ortopedia y traumatología general, adulto y
pediátrico.
Las especificaciones son las siguientes:
•
Marca: AMERICOMP
•
Modelo: Spectra 325D
•
Capacidad de generación de rayos x desde 50mA hasta 300mA a 125Kvp
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176
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•
Contactor SCR con sistema automático de seguridad (Back-up)
electromagnético que abre y cierra el circuito a cero (0) voltaje, previendo
cualquier daño por pico de voltaje en el tubo de rayos x.
•
Sistema de alarmas para técnicas erróneas de miliamperaje, kilovoltaje y
tiempo de exposición, este sistema previene daños en el equipo por fallas
en el suministro eléctrico, cortos circuitos o mal manejo del operario.
•
Sistema digital de mAs. Optimiza el tiempo del operario en la exposición
de toma de estudios.
•
Sistema compensatorio de línea de 8 pasos, esta característica técnica
permite operar el equipo en condiciones criticas de voltaje, pudiendo
estabilizar la corriente exigida por el fabricante.
•
Selector de miliamperaje de 5 pasos, 2 de foco corto (50S,100S) y 3 para
foco largo (150L,200L,300L).
•
Timer digital para el tiempo de exposición con 23 pasos de 1/120 a 6
segundos. Esta aplicación permite tomar estudios radiográficos a todo
tipo de pacientes, incluso obesidad critica.
•
Selector de kilovoltaje de 40 a 125Kvp, ajustable en incrementos de 2
kilovotios.
•
Sistema para doble bucky, de mesa y de pared (soporte de tórax).
•
Panel de control de vinilo de alta resistencia fácil de limpiar.
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177
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14. EQUIPOS DE TOMOGRAFIA AXIAL COMPUTARIZADA
Una de las aplicaciones más sobresaliente de los RX en imágenes médicas la
constituye indudablemente la tomografía computada de RX. Tomografía viene
del griego tomos que significa corte o sección y de grafía que significa
representación gráfica. Por tanto tomografía es la obtención de imágenes de
cortes o secciones de algún objeto. La palabra axial significa "relativo al eje".
Plano axial es aquel que es perpendicular al eje longitudinal de un cuerpo. La
tomografía axial computarizada o TAC, aplicada al estudio del cuerpo humano,
obtiene cortes transversales a lo largo de una región concreta del cuerpo (o de
todo él). Computarizar significa someter datos al tratamiento de una
computadora. LA TAC es una exploración de rayos X que produce imágenes
detalladas de cortes axiales del cuerpo. En lugar de obtener una imagen como la
radiografía convencional, la TAC obtiene múltiples imágenes al rotar alrededor
del cuerpo. Una computadora combina todas estas imágenes en una imagen
final que representa un corte del cuerpo como si fuera una rodaja. Esta máquina
crea múltiples imágenes en rodajas (cortes) de la parte del cuerpo que está
siendo estudiada. Se trata de una técnica de visualización por rayos X. Se puede
decir entonces, que es una radiografía de una fina rodaja obtenida tras cortar un
objeto. En la radiografía se obtiene una imagen plana (en dos dimensiones) de
un cuerpo (tridimensional) haciendo pasar a través del mismo un haz de rayos X.
Entre las ventajas de la TAC se encuentra que es una prueba rápida de realizar,
que ofrece nitidez de imágenes que todavía no se han superado con la
resonancia magnética nuclear como es la visualización de ganglios, hueso, etc.
y entre sus inconvenientes se cita que la mayoría de veces es necesario el uso
de contraste intravenoso y que al utilizar rayos X, se reciben dosis de radiación
ionizante, que a veces no son despreciables. Por ejemplo en una TAC
abdominal, se puede recibir la radiación de más de 50 radiografías de tórax, el
equivalente de radiación natural de más de cinco años.
La figura 178, muestra el estudio completo de una tomografía computada, de
donde se desprende el siguiente diagnostico:
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178
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•
Imagen A: Angio-Tac que demuestra disección de aspecto agudo de la
aorta torácica descendente, con permeabilidad del falso lumen y flap de
disección (flecha);
•
Imagen B: Sin uso de contraste se demuestra hemopericardio (flecha
discontinua) y leve hemotórax (flecha continua), lo que traduce
complicación por rotura;
•
Imagen C: Reconstrucción tridimensional de la aorta en toda su longitud,
demostrando que el compromiso por el flap es sólo de aorta torácica
descendente con extensión a segmento abdominal infrarrenal, por lo que
constituye una disección tipo B complicada por rotura.
Figura 178. Imágenes TAC de disección aguda complicada en aorta descendente
(www.scielo.cl/scielo.php)
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179
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14.1 PRINCIPIOS DE TOMOGRAFÍA AXIAL COMPUTARIZADA
14.1.1 CONCEPTO DE INTENSIDAD DE RADIACION (I) y ATENUACION (µ)
La cantidad de radiación (I), de RX que penetra un tejido, depende del número
atómico de los elementos químicos que lo componen. Materiales con número
atómico grande absorberán, es decir, atenuaran una mayor radiación que los de
menor número, por ser más densos. Es decir que los tejidos con mayor
coeficiente de atenuación, µ, absorberán mayor radiación que los de menor
coeficiente. Este comportamiento se refleja en la radiología convencional, en
donde, la proyección de los objetos más densos (µ altos), como por ejemplo los
huesos, impresionan menos la placa fotosensible, que los de bajo coeficiente de
atenuación, por ejemplo los pulmones. De ahí que en la placa los huesos se
vean blancos y los pulmones oscuros. La figura 179, muestra la relación entre
las radiaciones de entrada y salida al tejido con el grosor de este y su coeficiente
de atenuación, µ.
HAZ INCIDENTE (Io eV)
µ
X (cm)
I = I0 e
- µx
OBJETO (TEJIDO)
HAZ EMERGENTE (ATENUADO) (I eV)
Figura 179. Concepto de atenuación de RX en un tejido
Como puede observarse, la radiación a la salida del tejido (I), depende de la
intensidad de la radiación de entrada (I en eV), del espesor del tejido (x en cm) y
del coeficiente de atenuación (µ). Este coeficiente de atenuación es una
propiedad física de cada tejido y sus unidades son cm-1.
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180
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14.1.2
PRINCIPIO
DE
FUNCIONAMIENTO
DE
LA
TOMOGRAFÍA
COMPUTADA
La figura 180 muestra la forma más sencilla de tomografía computarizada que
consiste en el uso de un haz de rayos X (Io) finamente colimado y un único
detector. La fuente de rayos X y el detector están conectados de tal modo que
se mueven de forma sincronizada. Cuando el conjunto fuente-detector efectúa
un barrido, o traslación, del paciente, las estructuras internas del cuerpo atenúan
el haz de rayos X según sus respectivos valores de número atómico y densidad
de masa. La intensidad de radiación detectada variará, formando un perfil de
intensidad (I) llamado proyección. Al concluir la traslación, el conjunto fuentedetector regresa a su posición de partida, y el conjunto completo gira para iniciar
una segunda traslación. Durante ésta, la señal del detector vuelve a ser
proporcional a la atenuación del haz de rayos X de las estructuras anatómicas,
de lo que se obtiene un segundo resultado de exploración.
Figura 180. Principio de la Tomografía Computada
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181
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Si se repite este proceso un número elevado de veces, se generarán numerosas
proyecciones. Estas proyecciones no se perciben visualmente, sino que se
almacenan en un computador. Después, se procesan y estudian sus patrones
de superposición para reconstruir una imagen final de las estructuras
anatómicas. La superposición de las proyecciones no se produce como podría
imaginarse en primera instancia. La señal del detector durante cada traslación
se registra en incrementos de un máximo de 1.000. El valor de cada incremento
está relacionado con el coeficiente de atenuación de los rayos X que
corresponde al trayecto total de la radiación por el tejido. Mediante el empleo de
ecuaciones simultáneas se obtiene finalmente una matriz de valores
representativa de la sección transversal de la estructura sometida a examen. A
este principio de tomografía se le denomina de primera generación, ya que fue el
primer sistema desarrollado en 1970, por G. N. Hounsfield.
14.1.3 GENERACIONES DE TOMOGRAFÍA COMPUTADA
•
PRIMERA GENERACIÓN: (Traslación – Rotación)
El funcionamiento se basa en un tubo de Rx y un detector, este sistema
hace el movimiento de translación rotación. Para obtener un corte
tomográfico son necesarias muchas mediciones y, por tanto muchas
rotaciones del sistema, lo que lleva a tiempos de corte muy grandes
(superiores a 5 minutos). Se usó para tomografías de cráneo. La figura
181, muestra el principio de esta primera generación.
Figura 181. Tomografía computada de primera generación
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182
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•
SEGUNDA GENERACIÓN: (Traslación – Rotación)
En esta generación se utilizan varios detectores y un haz de RX en
abanico, lo que aumentaba la radiación dispersa, con esto se consigue
que el tiempo de corte se reduzca entre 20 y 60 seg. La figura 182,
muestra el principio de esta segunda generación.
Figura 182. Tomografía computada de segunda generación
•
TERCERA GENERACIÓN: (Rotación – Rotación)
El tubo de RX y la matriz de detectores giraban en movimientos
concéntricos alrededor del paciente. Como equipos de sólo rotación, los
escáneres de tercera generación eran capaces de producir una
imagen
por segundo.
El escáner de TC de tercera generación utiliza una disposición curvilínea
que contiene múltiples detectores y un haz en abanico. El número de
detectores y la anchura del haz en abanico, de entre 30 y 60° y el haz en
abanico y la matriz de detectores permiten ver al paciente completo en
todos los barridos.
La disposición curvilínea de detectores se traduce en una longitud
constante de la trayectoria del conjunto fuente-detector, lo que ofrece
ventajas a la hora de reconstruir las imágenes. Esta característica de la
matriz de detectores de tercera generación permite además obtener una
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mejor colimación del haz de RX, con la reducción de la radiación
dispersa. La figura 183,
muestra
el
principio
de
esta
tercera
generación.
Figura 183. Tomografía computada de tercera generación
•
CUARTA GENERACIÓN: (Rotación – Estacionaria)
Los escáneres de cuarta generación poseen sólo movimiento rotatorio. El
tubo de RX gira, pero la matriz de detectores no. La detección de la
radiación se realiza mediante una disposición circular fija de detectores.
El haz de rayos X tiene forma de abanico, con características similares a
las de los haces usados en equipos de tercera generación. Estas
unidades alcanzan tiempos de barrido de 1 segundo y pueden cubrir
grosores
de
corte
variables,
así
como
suministrar
las
mismas
posibilidades de manipulación de la imagen que los modelos de
generaciones anteriores.
La matriz de detectores fijos de los escáneres de cuarta generación no
produce una trayectoria de haz constante desde la fuente a todos los
detectores, sino que permite calibrar cada detector y normalizar su señal
durante cada barrido. La figura 184, muestra el principio de esta cuarta
generación.
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184
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Estacionario
Figura 184. Tomografía computada de cuarta generación
•
QUINTA GENERACIÓN: (Estacionario – Estacionaria)
En esta clase de TC hay múltiples fuentes fijas de RX que no se mueven
y numerosos detectores también fijos. Son muy caros, muy rápidos y con
tiempos de corte muy pequeños. No se emplearon ampliamente. La figura
185, muestra el principio de esta quinta generación.
Figura 185. Tomografía computada de quinta generación
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185
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•
SEXTA GENERACIÓN:
Se basan en un chorro de electrones. Es un cañón emisor de electrones
que posteriormente son reflexionados (desviados) que inciden sobre
láminas de tungsteno. El detector esta situado en el lado opuesto del
Gantry por donde entran los fotones. Consigue 8 cortes contiguos en 224
mseg. Apenas se utilizaron, eran muy costosos y enormes, poco útiles.
La figura 186, muestra el principio de esta sexta generación.
Figura 186. Tomografía computada de sexta generación
•
SEPTIMA GENERACIÓN: HELICOIDAL
En estos sistemas el tubo de RX y los detectores se montan, sobre
anillos deslizantes y no se necesitan cables para recibir electricidad o
enviar información recibida. Esto permite una rotación completa y
continua del tubo y detectores. La camilla de exploración, se desplaza
con una velocidad constante.
El haz de RX traza un dibujo en forma de hélice sobre la superficie del
paciente, mientras se adquieren inmediatamente los datos de un volumen
de su anatomía, por esto se denomina TC volumétrico o helicoidal.
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186
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Las imágenes o cortes axiales se reconstruyen a partir de los datos
obtenidos en cada uno de los ciclos del TC helicoidal, también puede
funcionar como un TC convencional.
Fue introducida por Siemens en el año 1990, actualmente casi todos los
equipos de TC que se venden son helicoidales, los tiempos de
exploración son de 0.7 y 1 segundo por ciclo. La figura 187, muestra el
principio de esta séptima generación.
Figura 187. Tomografía computada de séptima generación (Helicoidal)
Las características de la tomografía helicoidal son las siguientes:
-
Tiempos de corte superrápidos
-
Alta calidad de la imagen
-
Tubo de RX grande y eficiente
-
Detectores de estado sólido. Semiconductores muy eficientes.
-
Computadores con capacidad de trabajo en multitareas y
procesamiento en paralelo.
La tomografía helicoidal ha permitido la obtención de nuevas imágenes en
los siguientes casos:
-
Detección de nódulos pulmonares
-
Colonoscopia virtual para detección no invasiva de pólipos.
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187
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-
Multifase y estudios de perfusión.
-
Angiografía periférica
-
Angiografía coronaria no invasiva
La figura 188, muestra una colección de imagines tomadas con
tomografía helicoidal en donde se aprecia la calidad y nitidez de estas.
Figura 188. Imágenes obtenidas con tomografía helicoidal
14.2 COMPONENTES DE UN SISTEMA DE TOMOGRAFÍA COMPUTADA
Sea cual sea el tipo de tomografía que se utilice, en su diseño cabe distinguir
cinco componentes principales: el gantry, el computador de procesamiento de
datos, la consola del operador, la mesa de paciente y la impresora láser. La
figura 189, muestra el diagrama de bloques básico del sistema de tomografía
computada, la figura 190, el esquema real y su distribución en la sala de
radiología y la figura 191, un sistema comercial.
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Figura 189. Diagrama de bloques básico de un sistema de tomografía computada
Gantry
Impresora
Laser
Mesa
paciente
Consola
Figura 190. Distribución en la sala de radiología del sistema de tomografía computada
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Figura 191. Sistema comercial de tomografía computada
14.2.1 GANTRY
Contiene un tubo de rayos X, la matriz de detectores, el generador de alta
tensión y los colimadores. Estos subsistemas se controlan mediante órdenes
electrónicas transmitidas desde la consola del operador, y transmiten a su vez
datos al ordenador con vistas a la producción y análisis de las imágenes
obtenidas. La figura 192, muestra la fotografía interna de un gantry, en donde la
T señala al tubo de RX y la D a los detectores de RX.
Tubo de rayos x. En la mayoría de los tubos se usan rotores de alta
velocidad para favorecer la disipación del calor. Los escáneres de TC diseñados
para la producción de imágenes con alta resolución espacial contienen tubos de
RX con punto focal pequeño con tamaños de 0.5 x 1.5 mm y 1.0 x 2.5 mm. Los
requerimientos de potencia son 120 KV con corrientes del tubo entre 200 y 500
mA, produciendo RX con energías entre 30 y 129 keV.
Conjunto de detectores. Los primeros escáneres de TC tenían un solo
detector. Los más modernos utilizan numerosos detectores, en disposiciones
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190
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que llegan hasta contener 2.400 elementos de dos categorías: detectores de
centelleo y detectores de gas.
Figura 192. Fotografía interna de un gantry de TC de cuarta generación
Colimación. En TC a veces se utilizan dos colimadores. El primero se
monta en la cubierta del tubo o en sus proximidades, y limita el área del paciente
que intercepta el haz útil, determinando así el grosor del corte y la dosis de
radiación recibida por el paciente. Este colimador prepaciente suele constar de
varias secciones que permiten obtener un haz de rayos X casi paralelo. Un
ajuste inapropiado de los colimadores prepaciente origina un exceso innecesario
de dosis de radiación en el paciente durante la TC.
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El segundo colimador (pospaciente), restringe el campo de RX visto por la matriz
de receptores. Este colimador reduce la radiación dispersa que incide sobre los
detectores.
Generador de alta tensión. Todos los escáneres de TC funcionan con
alimentación trifásica o de alta frecuencia (5 a 50 KHz). Así, admiten velocidades
superiores del rotor del tubo de RX y los picos de potencia característicos de los
sistemas pulsátiles.
14.2.2 CAMILLA DE PACIENTE
Sostiene al paciente en una posición cómoda, está construida con un material de
bajo número atómico, como fibra de carbono. Dispone de un motor que acciona
la camilla con suavidad y precisión para lograr una posición óptima del paciente
durante el examen, en particular en técnicas de TC espiral. Si la posición del
paciente no es exacta, tal vez se efectúen barridos repetidos de un mismo tejido,
o se dejen secciones anatómicas sin examinar.
14.2.3 COMPUTADOR
La tomografía computarizada no sería posible si no se dispusiera de un
computador digital ultrarrápido. Se requiere resolver simultáneamente del orden
de 30.000 ecuaciones; por tanto, es preciso disponer de una máquina de gran
capacidad. Con todos estos cálculos el ordenador reconstruye la imagen.
La mayoría de los computadores requieren un entorno especial y controlado; en
consecuencia, muchas instalaciones de TC deben disponer de una sala contigua
dedicada al equipo informático. En la sala del computador se han de mantener
condiciones de humedad y temperatura.
14.2.4 CONSOLA DE CONTROL
Numerosos escáneres de TC disponen de dos consolas, una para el técnico que
dirige el funcionamiento del equipo y la otra para el radiólogo que consulta las
imágenes y manipula su contraste, tamaño y condiciones generales de
presentación visual. La consola del operador contiene dispositivos de medida y
control para facilitar la selección de los factores técnicos radiográficos
adecuados, el movimiento mecánico del gantry y la mesa del paciente y los
mandatos comunicados al computador para activar la reconstrucción y
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192
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transferencia de la imagen. La consola de visualización del médico acepta la
imagen reconstruida desde la consola del operador y la visualiza con vistas a
obtener el diagnóstico adecuado.
14.2.5 ALMACENAMIENTO DE IMÁGENES
Existen numerosos formatos de imágenes útiles en el campo de la radiología.
Los escáneres actuales almacenan los datos de las imágenes en discos duros
del computador.
14.2.6 IMPRESORA LASER
Una vez que el radiólogo ha procesado digitalmente las imágenes para efectuar
un mejor diagnostico, puede imprimirlas para enviarlas al medico que las ha
solicitado
junto
con
su
concepto
especializado.
14.3 PRINCIPIOS DE LA RECONSTRUCCION DE LA IMAGEN
Aunque la imagen obtenida en la pantalla del computador es bidimensional
corresponde en la realidad a un volumen. El soporte donde se crea la imagen es
una MATRIZ, que es un concepto abstracto y matemático. Esta matriz no se ve,
se ve solo la imagen. La matriz es una rejilla cuadrada compuesta de un número
variable de cuadrados pequeños, cada cuadrado recibe el nombre de PIXEL
(dos dimensiones, 2D).
Como la imagen obtenida es una representación bidimensional de un cierto
volumen de tejido, esta matriz no es plana si no que tiene un espesor (ds). A
este espesor se le denomina espesor de corte y lo determinan las dimensiones
del colimador a la salida del tubo de RX.
Ahora bien, examinando un solo pixel, como si se sacara de la matriz, se
observa
que el pixel tiene un espesor (espesor de corte fijado por los
colimadores), pues bien al pixel más el espesor de corte se le denomina VOXEL
(tres dimensiones, 3D). La figura 193, ilustra los conceptos expuestos
anteriormente.
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193
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Pixel
Figura 193. Concepto de matriz, píxel y voxel
El tubo de RX gira alrededor del paciente y da una información a los detectores
de RX, que mediante instrumentacion electrónica, las convierte en señales
eléctricas, que se amplifican, se filtran y se digitalizan, asociando cada píxel a
unas coordenadas espaciales (x, y, z), tal como se muestra en la figura194.
I = I0 e - µx
Detector de
centelleo o
de gas
Multiplexor
Convertidor de
corriente en
voltaje
(Amplificador
transconductan
cia)
Integrador
Convertidor
Analogo/
Al PC
Digital
Figura 194. Conversión de RX en señal eléctrica digitalizada
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El computador después de computar toda la información, otorga un valor
numérico a cada pixel (que se corresponde con el coeficiente de atenuación), a
este número del pixel se le asigna un color en una escala de grises que va
desde el blanco hasta el negro, teniéndose una amplia gama de grises capaz de
representar cualquier imagen.
Para crear la imagen, se necesita saber todos los coeficientes de atenuación de
cada uno de los voxeles de la matriz del corte tomográfico. Este cálculo se hace
por dos métodos, el iterativo y el analítico.
14.3.1 Método Iterativo: El computador va haciendo sumas verticales,
horizontales y diagonales de la matriz, hasta que obtiene la coincidencia de
todos los datos. No se puede reconstruir la imagen hasta que se tengan todos
los datos, es decir el coeficiente de atenuación de cada voxel de la matriz.
Se estiman las celdas de una matriz a partir de la suma de sus componentes
medida en las proyecciones. Se supone la proyección como una suma
ponderada de los elementos y se trata de estimar los pesos correspondientes.
Se inicia asumiendo todas las celdas de la matriz en ceros y se toma la primera
proyección que se reparte en partes iguales en todas las celdas. Posteriormente
se compara el resultado de la suma en la dirección de la segunda proyección. Si
hay diferencias se reparten equitativamente en las celdas correspondientes. Se
continúa de la misma manera hasta considerar todas las proyecciones. Se
finaliza así la primera iteración. El procedimiento se repite otra vez desde la
primera iteración y se itera hasta obtener un resultado con la resolución
numérica deseada.
La figura 195, muestra la matriz y la formula para calcular el valor estimado del
coeficiente de atenuación de cada voxel.
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195
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j
µij
∑ µij
1
N
n+1
µij
n
=
µij
+
∑µij
_
i
∑ µijn
N
Figura 195. Método de iteración para el cálculo del coeficiente de atenuación
µij : Coeficiente de atenuación real a calcular
µij : Sumatoria real de coeficientes en la proyección
∑
n+1 : iteración actual
n
: iteración anterior
n+1
µij
: Coeficiente estimado en la iteración actual
n
µij
: Coeficiente estimado en la iteración anterior
n
∑ µij : Sumatoria estimada de coeficientes de la iteración anterior
N
: Numero de coeficientes de atenuación en la proyección
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Se aplicará el método iterativo a una matriz 2x2 para el siguiente caso:
µ11 µ12
µ21 µ22
Obsérvese que hay dos proyecciones verticales, dos horizontales y dos
diagonales. En cada caso la suma total de atenuaciones corresponde a la suma
de dos atenuaciones individuales de dos celdas.
Paso 1: Asumir todas las celdas en ceros:
0
0
0
0
0
0
0
0
0
0
Paso 2: Iteración 1, proyección vertical
Aplicando la formula de la figura 195 a la proyección vertical izquierda:
µ11 = 0 + (11 – 0)/2 = 5.5
µ21 = 0 + (11 – 0)/2 = 5.5
Aplicando la formula de la figura 195 a la proyección vertical derecha:
µ12 = 0 + (9 – 0)/2 = 4.5
µ22 = 0 + (9 – 0)/2 = 4.5
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197
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La matriz después de esta primera iteración queda así:
10
11
9
10
5.5
4.5
10
5.5
4.5
10
Paso 3: Iteración 2, proyección horizontal:
Aplicando la formula de la figura 195 a la proyección horizontal superior:
µ11 = 5.5 + (12 – 10)/2 = 6.5
µ12 = 4.5 + (12 – 10)/2 = 5.5
Aplicando la formula de la figura 195 a la proyección horizontal inferior:
µ21 = 5.5 + (8 – 10)/2 = 4.5
µ22 = 4.5 + (8 – 10)/2 = 3.5
La matriz después de esta segunda iteración queda así:
10
11
9
10
6.5
5.5
12
4.5
3.5
8
Paso 4: Iteración 3, proyección diagonal:
Aplicando la formula de la figura 195 a la proyección diagonal derecha:
µ12 = 5.5 + (13 – 10)/2 = 7
µ21 = 4.5 + (13 – 10)/2 = 6
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Aplicando la formula de la figura 195 a la proyección diagonal izquierda:
µ11 = 6.5 + (7 – 10)/2 = 5
µ22 = 3.5 + (7 – 10)/2 = 2
La matriz después de esta tercera iteración queda así:
7
11
9
13
5
7
12
6
2
8
Obsérvese como con los valores hallados de atenuación para cada píxel de esta
matriz cumple con la sumatoria total de cada una de las proyecciones, por lo
tanto esta es la solución definitiva.
En la realidad la radiación que llega a cada detector es la debida a la atenuación
total de la trayectoria del haz. Esta se calcula de la siguiente manera:
µT = ln (Io/I)/x, en donde Io, I, x, son valores conocidos del problema. Por lo tanto
en el computador de procesamiento de datos se calcula cada µT correspondiente
a su respectiva proyección y con el método iterativo, se calcula la atenuación µij
de cada voxel de la matriz.
14.3.2 Método Analítico: Tiene varias posibilidades, tales como la transformada
de Radon, la transformada de Fourier en 2D, pero la más usada es el método de
retroproyección filtrada. El método analítico se trata de empezar a reconstruir la
imagen según se van recibiendo los datos, así se crea una imagen
unidimensional y se representa a continuación en la matriz, esto se hace
sucesivamente con todos los disparos; después de todas las reconstrucciones
se crea finalmente la imagen. Esta imagen es filtrada mediante un filtro
KERNEL, que en realidad lo único que va a hacer es una superposición de una
determinada curva, correspondiente a una determinada formula matemática
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199
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(filtro) a la curva obtenida mediante la adquisición de los datos de los detectores;
esto es, multiplicando el valor obtenido por los detectores por un filtro Kelnel
para así obtener el resultado. Su finalidad es resaltar los datos de la imagen que
puedan tener alguna importancia diagnostica. Los filtros Kernel son formulas
matemáticas y hay distintos tipos de filtros, se seleccionan dependiendo de lo
que más interese ver. Los filtros más importantes son:
•
SHARP: Realza bordes de estructuras de muy distinto coeficiente de
atenuación.
•
REALCE DE BORDES: Realza la diferencia entre bordes, realza más la
diferencia de contraste entre estructuras de no muy distinto coeficiente de
atenuación.
•
SUAVIZADO: Lo que hace es disminuir los artefactos debidos la ruido
estático, va a limar diferencias.
14.4 CONSTRUCCIÓN DE LA ESCALA DE GRISES
Una vez calculado el valor de la atenuación de cada voxel de la matriz de la
imagen, se procede a calcular el número correspondiente en tomografía
computada denominado valor TC, de la siguiente manera:
Valor TC = (µcalculado – µagua)/ µagua x 1000 (Unidades Hounsfield, HU)
Hay que tener en cuenta que esta escala consta de un número superior a 4.000
unidades HU, y que se representa en escala de tonalidades grises, de forma que
el más denso (HU más alto) se aproxime al blanco, mientras que el menos
denso (HU baja) se aproxime al negro. La figura 196, muestra la escala de
unidades de Hounsfield, para la mayoría de tejidos del cuerpo humano.
Obsérvese como el hueso compacto tiende a +1000 HU y corresponderá al
blanco en la imagen y los pulmones tienden a – 900 HU y corresponderá al
negro en la imagen de tomografía computada.
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Figura 196. Escala de atenuación en HU para los tejidos del cuerpo humano
14.5 CONCEPTO DE VENTANA Y CENTRO
Ahora bien, el ojo humano no es capaz de distinguir más de 40 escalones de
grises aproximadamente. Por tanto, nuestro ojo, si ve 100 unidades HU con la
misma tonalidad de gris, creerá que todo lo que está en el rango entre 0 y 100
es de la misma materia, lo cual es grave; ya que para nuestra vista será lo
mismo cartílago, hígado, intestino, etc, tal como se puede ve en la grafica 196,
con los tejidos parenquimatosos.
Afortunadamente existe un truco para que esto no ocurra así. Representar en
escalones de gris, solamente la parte de la escala que interesa. Supóngase que
se va a mostrar en el monitor de imágenes la parte correspondiente al rango
entre 0 y +80. El gris medio corresponderá al 40; por encima de 80 todo será
blanco y por debajo de 0 todo será negro. Ahora se pueden ver diferencias,
entre cada dos unidades.
A esta anchura o cantidad de valores HU, las cuales se pueden seleccionar
libremente en la consola de control se le llama ventana.
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Supóngase ahora que se requiere ver, con la ventana anterior de 80 HU, es la
zona de grasa; pues simplemente se traslada esta, de forma que su límite
superior será -20. Todo lo que tenga una HU superior a este valor, será blanco.
El límite inferior será -100 y todo lo que esté por debajo de este valor será negro.
Este truco de la ventana todavía es algo ambiguo, ya que sólo indica qué
cantidad de unidades se verán en escalones de gris, pero no dice en qué zona
de la escala está situado.
Se requiere introducir otro concepto denominado centro o nivel. Este centro, o lo
que es lo mismo el gris medio, va a indicar en qué valor HU se encuentra la
mitad de la ventana.
Resumiendo, cuando se representa la imagen en alguna parte del monitor, se
indicaran dos valores: la ventana, que informa cuantas unidades CT se
representará, y el centro, que indicará en qué parte de la escala se esta ubicado.
La siguiente tabla sugiere los valores de centro y ventana para diferentes
órganos:
Región
Ventana Centro
Base de Cráneo
240
35
Cerebro
120
35
Abdomen
400
35
Columna Dorso
Lumbar
450
40
Orbita
240
35
Pulmón
400
700
Pelvis
Hígado/Páncreas
Columna
Cervical
Silla Turca
Oído Interno
Extremidades
450
350
40
40
350
40
240
4000
350
35
300
40
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La figura 197, ilustra el concepto de centro y ventana, para una imagen de TC
abdominal de hueso, intestino y pulmones.
Hueso
Intestino
Pulmones
Figura 197. Concepto de centro/ventana para tres órganos diferentes
Se puede observar en la figura 197, que en el caso del hueso, el centro está
ubicado en 1000 HU y el ancho de la ventana es de 2500 HU. Para el intestino,
la calibración es de -50 HU/400 HU y para los pulmones -600 HU/1700 HU,
comprobándose como con esta técnica de procesamiento digital de imágenes se
resalta en la imagen lo que se quiere estudiar con más detalle.
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14.6 FACTORES DE CALIBRACION DE UN TOMOGRAFO COMPUTADO
Los valores que se pueden seleccionar en un Tomógrafo Computado son los
siguientes:
•
Campo de medición (FOV): Existen dos tipos de campos el campo
medido y el campo representado.
Campo medido: es el tamaño de apertura en el gantry, esto es,
preparar los detectores necesarios para hacer la medición, los demás
detectores
solo están preparados para recibir densidad aire. Si estos
detectores recibieran RX aparecerían artefactos por fuera de campo.
Campo de representación: se refiere a la parte del campo de medición
que va a ser representada por el ordenador en el monitor. Una vez
elegido el campo de medición ahora decidimos si se representa todo o
una parte. El campo de representación debe ser lo más pequeño posible
ya que determinara junto con la matriz el tamaño del pixel.
•
Tamaño de la matriz: Es la cuadricula donde se representa la imagen, su
tamaño viene dado por el número de pixels e influye en la resolución
espacial, a mayor tamaño mayor resolución
•
Grosor de corte: Es la tercera dimensión en un corte de un TC. Voxel =
tamaño pixel + grosor de corte. Influye en la resolución espacial. A grosor
de corte más fino mejor resolución espacial, por el contrario a cortes más
finos mayor numero de cortes, mayor tiempo de reconstrucción, más
ruido, y más calentamiento del tubo de RX.
•
Tiempo de corte: Es un valor que el técnico debe de valorar según sea el
paciente y el estudio a realizar. Se puede acortar el tiempo de corte si el
barrido del tubo de RX es incompleto o si la reconstrucción de la imagen
se hace posterior a los cortes y no al mismo tiempo.
•
Kv y mAs: El Kv siempre es alto de 100 Kv a 150 Kv. El mA es lo único
que se modifica en al practica para evitar el ruido. A mas mA menor ruido.
•
Punto focal
•
Algoritmo de reconstrucción: Filtros
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14.7 EQUIPOS COMERCIALES DE TOMOGRAFÍA COMPUTADA
Las siguientes son las especificaciones técnicas de un equipo de tomografía
computada de última generación:
I. DESCRIPCIÓN:
1. Equipo de tomografía computarizada con un tiempo de rastreo o
exploración de 0.5 segundos o menor en un giro de 360º o rotación
2. De 16 cortes o mayor
3.- Gantry
3.1 Con angulación de +/- 30º o mayor
3.2 Apertura de mínimo 70 cm.
4. Tubo de rayos X con capacidad de almacenamiento de calor en el ánodo
de mínimo 5 MHU o mayor
5. Con un espesor de corte menor a 1 mm.
6. Reconstrucción de imagen en 1 segundo o menor o 1 corte por segundo
7. Matriz de reconstrucción de mínimo 512 x 512 elementos de imagen
8. Matriz de despliegue de 1024 x 1024 elementos de imagen o mayor
9. Monitor de 45.72 cm. o mayor o 18 pulgadas o mayor con una resolución
de 1280 x 1024
10. capacidad de espiral o exploración de al menos 100 segundos y con
una longitud de 100 cm. o mayor
11. Reconstrucción de imágenes MPR en tiempo real
12. Reconstrucción de conjuntos de cortes tridimensionales o 3D
13 Capacidad de almacenaje de 18 Gb o mayor
14. Disco óptico u óptico-magnético o CDR
15. El equipo debe incluir un programa de software para el mayor
aprovechamiento del medio de contraste
16. Programas de software para la evaluación de imágenes espirales o
helicoidales o volumétricos en angio CT o angiográficas y MIP
17. Software
17.1 Endoscopia virtual o navegador
17.2 Perfusión
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17.3 Calcium scoring o smartscore o cardiac scoring
17.4 Programa para pulmón
17.5 Estudios cardiológicos; imágenes coronarias o cardiaco avanzado;
función cardiaca o función ventricular
18. Posibilidad de realizar estudios o evaluación dinámica
19. Con salida DICOM
20. Consola del operador
21. Estación de trabajo o consola de postproceso
II. ACCESORIOS:
1. Impresora en seco para película de 14” x 17” o 35 x 43 cm.
2. Inyector de medio de contraste para tomografía computarizada
3. Con unidad de energía ininterruptible UPS, para el respaldo del equipo
de computo de al menos 30 min o mayor
4. Posibilidad de realizar intervenciones guiadas o floruro CT o modo de
biopsia que incluya monitor dentro de la sala de examen o en el cuarto de
examinación
III. CONSUMIBLES:
1. Disco óptico u óptico magnético o CDR
2. Película para la impresora
A continuación se describirá de manera resumida las características técnicas de
los equipos de tomografía computada de los fabricantes líderes a nivel mundial
de esta tecnología:
14.7.1 TOSHIBA – AQUILION 64
Para muchas publicaciones especializadas, este es el tomógrafo multicorte
(multislice)más avanzado del mundo. Adquiere imágenes volumétricas a través
de un detector Quantumde 64 filas. Posee un detector de 64 canales de
adquisición reales, y algoritmo de reconstrucción 3D. Su detector produce alta
velocidad, alta resolución de imagen, con muy buena resolución de bajo
contraste a la dosis mas baja. Estas características hacen que sea muy versátil y
sumamente aplicable en el ámbito del diagnóstico cardíaco y cardiovascular.
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Permite la mejor visualización de las arterias coronarias y la obtención de cortes
del corazón de forma sumamente veloz. Su tecnología le permite adquirir 64
cortes de 0.5mm de espesor por rotación y permite obtener una imagen
isotrópica en cualquier región de la anatomía, de forma que, con la retención de
la respiración del paciente tan solo por debajo de los diez segundos, ya habilita
la posibilidad de adquisición de la misma. La figura 198, muestra al tomografo
anteriormente descrito.
Figura 198. Tomógrafo Computado Toshiba Aquilion 64
14.7.2 GENERAL ELECTRIC - LIGHTSPEED VCT
La línea LightSpeed de G.E. Halthcare abarca diferentes modelos para cubrir las
crecientes
necesidades
del
desarrollo
del
diagnóstico
por
imágenes.
Su denominación deviene de la especificación de Tomografía Computada
Volumétrica. Este modelo se destaca por la utilización del detector V-Res™, que
ofrece, al mismo tiempo, una amplia cobertura anatómica y alta resolución.
Por cada rotación cubre 4 cm del cuerpo del paciente. Cuenta con 64 canales de
rotación elevada para la obtención de datos volumétricos. Alcanza los 350
milisegundos por rotación. En cuanto a sus posibles aplicaciones, permite
examinar órganos completos en menos de un segundo. También es altamente
aplicable en cuestiones cardíacas, pudiendo analizar el corazón en solo cinco
latidos. La figura 199, muestra al tomógrafo anteriormente descrito.
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Figura 199. Tomógrafo Computado General Electric - Lightspeed VCT
14.7.3
PHILIPS
MEDICAL
SYSTEM
–
BRILLANCE
CT
La línea Brillance de Philips cuenta con un equipo estrella de 64 canales.
Su tiempo de rotación es de 0.4 segundos y la adquisición de datos volumétricos
es de 64 por 0.625 mm. La resolución de imagen isotrópica es de 0.34 mm. Su
utilización permite la obtención de imágenes de alta resolución, con
preponderancia en el área cardiaca y la evaluación general de las arterias
coronarias. También es apto para estudios pulmonares. Ofrece un sistema
denominado RapidView™ que posibilita el uso de una técnica de reconstrucción
de imágenes de alta calidad en un tiempo extremadamente rápido. La figura 200,
muestra al tomógrafo anteriormente descrito.
Figura 200. Tomógrafo Computado Phillips – Brillance CT
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14.7.4 SIEMMENS - SOMATOM
La línea Somatom tiene una característica saliente: el concepto Dual Source.
Este concepto implica la utilización de dos fuentes de Rayos X combinadas con
dos detectores al mismo tiempo. Las ventajas de este sistema es que permiten
obtener el doble de resolución temporal, el doble de velocidad y reducir la dosis
de exposición del paciente. Posee un tiempo de rotación de 0.33 segundos. Su
sistema de obtención de imagen de alta resolución es el z-Sharp™, que permite
esta aplicación también con dosis mínimas de exposición. La resolución de
imagen isotrópica es de 0.24 mm. La figura 201, muestra al tomógrafo
anteriormente descrito.
Figura 201. Tomógrafo Computado Siemens – Somatom
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