Riassunti bioingegneria industriale b
Cap. 7 - Toni e pressione sanguigna
Sistema circolatorio
Il sangue è pompato in aorta attraverso la valvola aortica ed è poi distribuito attraverso il sistema arterioso. Il sangue torna poi al lato dx del cuore attraverso il sistema venoso. Il sangue riempie prima l’atrio dx e poi il ventricolo dx, dopo viene poi pompato dal ventricolo dx all’arteria polmonare e poi arriva all’atrio sx e al ventricolo sx. Quando il ventricolo sx si contrae il sangue viene pompato nell’aorta.
Metodi per il rilevamento della pressione
Per il rilevamento della pressione si usano:
sensori extravascolari
sensori intravascolari
misure indirette della pressione sanguigna
determinazione della pressione sanguigna tramite ultrasuoni
sensore di pressione PPG
metodo oscillometrico
Sensori extravascolari
Sensore a punta di catetere
Un sistema di rilevamento extravascolare (quello in figura) è quello del sensore a punta di catetere.
Esso è costituito da un catetere connesso ad un rubinetto di arresto a tre vie e quindi ad un sensore di pressione. Una soluzione salina viene fatta scorrere ad intervalli regolari attraverso il sistema catetere-sensore è riempito con la soluzione stessa per evitare che il sangue coaguli sulla punta.
La pressione sanguigna viene trasmessa attraverso il liquido del catetere al sensore, e infine al diaframma che viene deflesso.
I sensori a punta di catetere hanno il vantaggio di eliminare la connessione idraulica tra la fonte di pressione e l’elemento sensibile. Dato che la risposta in frequenza del sistema catetere sensore è limitata dalle proprietà idrauliche del sistema, il rilevamento della pressione sulla punta del catetere, senza l’utilizzo di un sistema di accoppiamento liquido, permette di avere un’elevata risposta in frequenza ed eliminare il ritardo temporale che si ha quando la pulsazione pressoria viene trasmessa in un sistema catetere-pressione.
Sensore di pressione intravascolari
Sensore di pressione intravascolare a fibra ottica
In figura c’è un sensore a micro-punta a fibra ottica, in esso: un ramo del fascio di fibre biforcato è collegato a un diodo luminoso (LED) sorgente e l’altro ramo a un fotorilevatore. La pressione causa la deflessione di una sottile membrana metallica, che modula l’accoppiamento tra le fibre sorgente e di rilevamento.
Il dispositivo a fibra ottica misura otticamente lo spostamento del diaframma di deflessione.
Sensore di pressione intravascolare a fibra ottica per la misura della pressione intracranica nei neonati
Nel sensore intravascolare a fibra ottica per la misura della pressione intracranica dei neonati in figura, la membrana del sensore viene posizionata in contatto con la fontanella anteriore del neonato.
Si applica una certa pressione attraverso il sensore, in modo tale che la curvatura della superficie cutanea risulti appiattita. Quando si verifica questo appiattimento, si ha la stessa pressione ai due lati della membrana, che è costituita da tessuto molle. La pressione flette la membrana, che si muove come un riflettore. Questo varia il livello di accoppiamento luminoso tra le fibre della sorgente e del rilevatore
Analisi di Fourier = una qualunque funzione periodica può essere scomposta in una somma di funzioni sinusoidali
Modellizzazione sistema sensore-catetere
Nella figura c’è un modello fisico di un sistema sensore catetere.
Il sistema sensore-catetere può essere modellato con alcuni componenti elettrici, tenendo conto che ogni segmento del catetere e del sensore ha la sua resistenza, inertanza e compliance.
Il sensore ha la stesse proprietà, oltre alla compliance del diaframma.
Gli analoghi elettrici del sistema sono:
inertanza > induttanza
resistenza > resistenza elettrica
compliance > capacità elettrica
La resistenza è vincolata dalla legge di Poiseuille
La complice del diaframma Cd è data dall’equazione:
La geometria del catetere influisce sui valori di P misurati, in quanto la pressione del catetere dipende da r e da l
Nel caso di sovrasmorzamento lo strumento ha un ritardo nel misurare la pressione.
Misura della risposta del sistema
Si possono usare due metodi per determinare le caratteristiche della risposta di un sistema catetere-sensore:
misura della risposta transitoria del sistema a un ingresso a gradino
misura della risposta in frequenza del sistema
Misura della risposta transitoria del sistema a un ingresso a gradino
Il metodo della risposta transitoria prevede fondamentalmente di applicare un ingresso a gradino al catetere di pressione e registrare le oscillazioni smorzate risultanti in uscita dal sistema.
Nel metodo illustrato in figura, il catetere viene sigillato a un tubo con un adattatore a vite che comprime un filtro di gomma contro l’inserto. Per svuotare il sistema, viene lasciato uscire il liquido in eccesso tramite un rubinetto a tre vie. Il test viene eseguito assicurando una membrana di gomma (guanti in lattice) sul tubo tramite un anello. Si mette in pressione il sistema usando la pompa dello sfigmomanometro, poi si punge il palloncino con un fiammifero acceso e si osserva la risposta.
Una risposta transitoria è rappresenta da un sistema del secondo ordine.
Una risposta reale è quella di un sensore, in cui si ha una caduta di pressione in un certo punto e una fase transitoria oscillante. In base all’andamento delle oscillazioni possiamo ricavare il tipo di sistema in questione (di ordine zero, di primo ordine o di secondo ordine).
Misura della risposta in frequenza - Frequenza sinusoidale
Sistema di analisi con generatore di pressione sinusoidale
La figura seguente mostra un sistema di analisi con generatore di pressione sinusoidale.
Un generatore sinusoidale a bassa frequenza pilota un altoparlante subacqueo, che è accoppiato al catetere del sensore di pressione da analizzare.
Una pompa produce una pressione sinusoidale, che viene monitorata a livello della sorgente usando un sensore di caratteristica nota. Esso viene impiegato perchè le ampiezze delle forme d’onda della pressione della sorgente non sono normalmente costanti per tutte le frequenze.
La pressione della sorgente è accoppiata al catetere-sensore in esame attraverso la soluzione salina senza bolle. L’aria viene rimossa facendo bollire il liquido.
Distorsione della forma d’onda di pressione
La distorsione della pressione può essere rappresentata da tre curve:
non distorta = la curva non presenta nè picchi nè ritardi
sotto-smorzata = c’è un picco di pressione e un ritardo temporale
sovra-smorzata = mostra un significativo ritardo temporale e un’ampiezza attenuata
Con una bolla d’aria nel catetere si abbassa la frequenza di risonanza e si perdono delle informazioni.
Caratterizzazione cardiaca
La caratterizzazione cardiaca è una procedura di diverse tecniche usate per ricavare la velocità del sangue e l’area del lume che si sta analizzando.
In un paziente con stenosi prima di un’operazione, si ha un eccessivo gradiente di pressione sistolica, oltre ad avere un’elevata pressione in aorta e nel ventricolo sinistro.
Dopo l’operazione invece si ha una riduzione del gradiente di pressione ottenuta tramite l’inserzione di una protesi di valvola aortica.
Nelle coronarie, le pressioni possono essere misurate usando un catetere a due vie, posizionato in modo tale che la valvola si trovi tra due aperture del catetere.
Il gradiente di pressione attraverso la stenosi viene misurato usando un catetere PTCA.
Il catetere per angioplastica coronarica percutanea transvasale (PTCA) viene usato per allargare il lume delle arterie coronariche stenotiche, migliorando il flusso a valle della stenosi.
Viene introdotto un catetere guida, che viene fatto passare intorno all’arco aortico. Quindi il catetere PTCA viene posizionato sopra il filo guida e connesso a un collettore (per registrazioni di pressione e iniezioni) al dispositivo di insufflazione. Un catetere a palloncino viene fatto avanzare oltre il filo e posizionato attraverso la stenosi. Il gradiente di pressione attraverso la stenosi viene misurato usando le aperture per la misura di pressione sul catetere PTCA.
La velocità è data da: 
L’area è data da: 
In pratica, ci sono perdite dovute all’attrito e l’area di flusso minimo è più piccola dell’area dell’orifizio. Quindi l’area diventa:
cd = coefficiente di scarico
Misure indirette della pressione sanguigna
La misura indiretta della pressione sanguigna è un tentativo di misurare la pressione arteriosa in modo non invasivo.
Per effettuare queste misure si usa uno sfigmomanometro, che è costituito da una fascia gonfiabile per l’occlusione dei vasi sanguigni, una pompa in gomma per l’insufflazione della fascia e un manometro per il rilevamento della pressione.
La fascia dello sfigmomanometro viene gonfiata tramite una pompa fino a raggiungere una pressione superiore a quella sistolica e poi lasciata lentamente sgonfiare.
Determinazione della pressione sanguigna tramite ultrasuoni
Questa tecnica utilizza un sensore Doppler transcutaneo, che rileva il movimento delle pareti del vaso sanguigno in vari stati di occlusione.
La figura seguente mostra il posizionamento della fascia di compressione su due piccoli cristalli per ultrasuoni di trasmissione e ricezione sul braccio. Il segnale Doppler ultrasonico trasmesso è focalizzato sulla parete del vaso e sul sangue. Il segnale riflesso viene rilevato dal cristallo ricevente e decodificato. La differenza di frequenza tra il segnale trasmesso e quello ricevuto è proporzionale alla velocità del moto della parete e del sangue. Quando la pressione nella fascia viene aumentata oltre la diastolica, ma al di sotto della sistolica, il vaso si apre e si chiude a ogni battito cardiaco. L’apertura e la chiusura del vaso vengono rilevate dal sistema a ultrasuoni.
Il vantaggio delle tecniche ultrasoniche è che possono essere usate con neonati e soggetti ipotesi in ambienti molto rumorosi. Lo svantaggio è che eventuali movimenti del corpo del soggetto causano cambiamenti nel percorso degli ultrasuoni tra il sensore e il vaso.
Sensore di pressione PPG
Utilizza un sistema di rilevazione foto-pletismografico o PPG (photo pletismography). È un sensore di occlusione a cuffia, con due cuffie applicate entrambe tramite due piccole fascette, sul dito, sul piede o sulla mano da analizzare.
Una luce emessa da un diodo (LED) attraversa la pelle e viene assorbita dai tessuti, il sensore legge la luce di ritorno e le sue variazioni sono collegate alle fluttuazioni di volume sanguigno. Il sistema di occlusione, cuffiato automaticamente fino al raggiungimento di una pressione che blocca il flusso ematico, causa una controllata e progressiva deflazione della cuffia in modo che il flusso di sangue di ritorno sia analizzato dal sensore foto-pletismografico in tempo reale.
In questa maniera viene quindi visualizzato il dato di pressione sistolica al dito.
Metodo oscillometrico
È una tecnica non invasiva per la misura della pressione sanguigna, misura l’ampiezza delle oscillazioni che compaiono nel segnale di pressione della fascia generate dall’espansione della parete arteriosa ogni volta che il sangue viene spinto attraverso l’arteria.
In questo metodo la pressione della fascia è monitorata da un sensore di pressione collegato a un registratore. La pressione viene rilevata determinando la transizione delle oscillazioni di piccola ampiezza nella pressione della fascia.
Toni cardiaci
Toni cardiaci = sono l’aspetto sonoro della cinetica cardiaca
La figura seguente mostra come i quattro toni cardiaci siano in relazione con eventi elettrici e meccanici del cuore. I toni cardiaci sono:
I tono = movimento del sangue durante la sistole ventricolare
II tono = vibrazione a bassa frequenza associata alla decelerazione e inversione del flusso nell’aorta e nell’arteria polmonare e alla chiusura delle valvole semilunari
III tono = termine della fase di riempimento dei ventricoli
IV tono = contrazione degli atri e spinta del sangue nei ventricoli
Tecniche di auscultazione
I toni cardiaci viaggiano attraverso i vasi sanguigni, dove vengono attenuati in base alle differenti parti del corpo. Esistono quattro posizioni ottimali sul torace in cui l’intensità del suono proveniente dalle quattro valvole è massima.
Stetoscopi
Stetoscopi = sono usati per trasmettere i toni cardiaci dalla parete toracica all’orecchio umano.
Lo stetoscopio meccanico ha una risposta in frequenza non uniforme, con molti picchi di risonanza. Se lo stetoscopio attenua di molto il rumore si perde un’intera area di risposta.
Fonocardiografia
Fonocardiogramma = è una registrazione dei toni cardiaci, esso ovvia all’interpretazione soggettiva di questi suoni e rende possibile una valutazione dei toni rispetto agli eventi meccanici ed elettrici del ciclo cardiaco
Tonometria
Tonometria = misurazione del tono
Il principio base delle tonometria è che, quando un vaso in pressione è parzialmente collassato da un’azione esterna, la tensione circonferenziale nella parete del vaso si annulla e le pressioni interna ed esterna sono uguali. Questo approccio si può usare per misurare la pressione intraoculare.
Tipologie di tonometri:
sistema di monitoraggio per tonometria senza contatto
tonometro arterioso
tonometro arterioso a elementi multipli
Sistema di monitoraggio per tonometria senza contatto
Un impulso d’aria, con forza che aumenta linearmente, deforma è appiattisce l’area centrale della cornea per alcuni millisecondi. Lo strumento è costituito da tre componenti principali:
sistema pneumatico = genera l’impulso d’aria, la cui forza aumenta linearmente con il tempo. Quando l’impulso d’aria termina, si genera una progressiva riduzione della convessità della cornea e, alla fine, questa ritorna alla sua forma originale.
sistema per il monitoraggio dell’applanazione = determina l’occorrenza dell’applanazione con una risoluzione di microsecondi mediante il monitoraggio continuo dello stato di curvatura della cornea
sistema di trasmissione (T) e rilevazione ottica (D) = esso trasmette e rileva i raggi luminosi riflessi dalla cornea (sia quando è a riposo che quando è appiattita)
Per rilevare l’applanazione vengono usati due tubi inclinati. Il tubo trasmettitore T dirige un fascio di luce collimato al vertice della cornea; un osservatore telecentrico R osserva la stessa area. La luce riflessa dalla cornea passa attraverso l’apertura A ed è rilevata dal sensore D. Nel caso di cornea a riposo il sensore riceve poca o nessuna luce. Quando la convessità della cornea si riduce progressivamente fino alla condizione di applanazione, la quantità di luce rilevata aumenta. Quando la cornea è appiattita, agisce come uno specchio piano e il segnale rilevato risulta massimo. Quando la cornea diventa concava, si ha una brusca riduzione della luce rilevata.
Tonometro arterioso
La tonometria arteriosa misura la pressione sanguigna arteriosa dinamica, cioè fornisce una misura continua della pressione arteriosa durante tutto il ciclo cardiaco. Il sensore dello strumento è posizionato sopra un’arteria superficiale, sostenuta dalla struttura ossea sottostante.
Il vantaggio della tonometria arteriosa è quello di poter acquisire per lunghi periodi di tempo misure continue, che inoltre non sono nè invasive nè dolorose.
La seguente figura mostra il modello di un tonometro arterioso, ossia un sistema che misura la pressione sanguigna arteriosa P da un’arteria superficiale e la forza F con un sensore tonometrico. La parete dell’arteria è rappresentata da una membrana ideale piatta M.
Le figure a e b rappresentano:
a) una posizione appiattita di una parete arteriosa (membrana), P è la pressione sanguigna in un’arteria superficiale e F è la forza misurata da un trasduttore tonometrico
b) un diagramma del corpo libero per il modello nella figura a in cui T è la forza tensile nella membrana perpendicolare sia a F che a P
Inoltre il sensore tonometrico deve soddisfare diverse condizioni ed è necessaria un’opportuna superficie arteriosa per il corretto funzionamento del sistema:
un osso fornisce un supporto per l’arteria, in posizione opposta all’applicazione della forza
la forza di spinta applana la parete arteriosa nel sito di misura senza occludere l’arteria
lo spessore della pelle sull’arteria è trascurabile rispetto al diametro dell’arteria
la parete arteriosa ha le proprietà di una membrana ideale
il montante arterioso, posizionato sopra l’area appiattita dell’arteria, è più piccolo dell’arteria
Tonometro arterioso a elementi multipli
Quando si usa un solo tonometro c’è un problema, ovvero che il montante arterioso deve essere collocato in modo accurato sull’arteria superficiale. Una soluzione a questo problema è usare un tonometro arterioso con elementi sensibili multipli.
La figura seguente mostra un array lineare ai sensori di forza e montanti arteriosi, posizionati in modo tale che almeno un elemento dell’array sia centrato sopra l’arteria. Per la selezione automatica di uno dei sensori multipli, ossia dell’elemento sensibile posizionato sopra l’arteria, viene usato un opportuno algoritmo. Un possibile approccio è usare due caratteristiche di distribuzione di pressione in prossimità dell’arteria, in cui l’algoritmo di selezione dell’elemento raggiunge un minimo (spaziale) locale durante la pressione diastolica in una regione prossima all’ampiezza massima della pulsazione. Il sensore con queste caratteristiche viene assunto essere centrato sull’arteria e la pressione sanguigna viene misurata dal sensore con questo elemento.
In aggiunta al posizionamento del sensore sull’arteria, il grado di applanazione dell’arteria è un altro fattore importante per una misura tonometrica accurata della pressione.
Nella figura seguente, la forza di spinta F1 che causa l’applanazione dell’arteria è funzione dell’interazione di diversi fattori anatomici. Pertanto, prima che possano essere effettuate le rilevazioni tonometriche, deve essere determinata la forza di spinta per ogni soggetto. Questa viene poi gradualmente incrementata (o ridotta) mentre viene registrata l’uscita del sensore tonometrico.
Eco color doppler
Ecografia doppler = ecografia non invasiva che si basa sull’effetto Doppler, è usata per lo studio dei vasi arteriosi e venosi e del cuore in tempo reale
Eco color doppler = è un’ecografia doppler che viene integrata con la colorazione dei flussi sanguigni per avere informazioni ancora più precise sul flusso ematico.
L’eco color doppler è indicato per lo studio delle strutture vascolari. Infatti, grazie alla colorazione effettuata mediante calcolatore, si può studiare il movimento e la direzione del flusso sanguigno. Il principio si fonda sulla associazione in tempo reale di una immagine ecografica bidimensionale con un segnale Doppler pulsato.
Cap. 8 - Misure del flusso e del volume di sangue
Ci sono diversi metodi per misurare il flusso sanguigno, che sono:
metodo di Fick
metodo dell’iniezione rapida
metodo diluizione di un colorante
metodo della termodiliuzione
flussimetro elettromagnetico
sonda perivascolare
flussimetri ad ultrasuoni
flussimetri a tempo di transito
flussimetro Doppler a onda continua
flussimetro laser-Doppler
sensori di velocità a convenzione termica
Metodo di Fick
Mediante lai misura della concentrazione di ossigeno, inserendo un indicatore nel sangue, si può ricavare il flusso sanguigno.
Come riportato in figura, il sangue venoso proveniente dalla parte superiore del corpo ha una concentrazione di ossigeno differente da quello proveniente dalla parte inferiore. Si misura la concentrazione venosa di ossigeno (CV) nell’arteria polmonare dopo che il sangue si è rimescolato. Per fare ciò si impiega un catetere dotato di un palloncino in punta, che viene temporaneamente gonfiato attraverso un secondo lume presente nel catetere stesso.
Mentre il sangue transita nei capillari polmonari si aggiunge un indicatore respirando ossigeno puro da uno spirometro. Si può quindi misurare la concentrazione arteriosa dell’ossigeno (CA) del sangue in una qualunque arteria. L’equazione che regola tutto è la seguente:
dm / dt = consumo di ossigeno
Metodo dell’iniezione rapida
Un bolo di un indicatore viene rapidamente iniettato all’interno di un vaso e quindi, a valle, si misura nel tempo la variazione della concentrazione dell’indicatore finchè non è passato l’intero bolo.
Nella figura seguente la linea continua mostra le fluttuazioni della concentrazione dell’indicatore che si osservano dopo l’iniezione. Il prolungamento del decadimento esponenziale (linea tratteggiata) mostra la parte finale della curva che si otterrebbe se non vi fosse ricircolo. In questo caso è possibile calcolare il flusso.
Una quantità di sangue di volume dV passa nel punto di campionamento a valle del punto di iniezione nel tempo dt. La quantità di indicatore dm contenuta in dV sarà pari al prodotto della concentrazione C(t) dell’indicatore per tale volume, cioè dm = C(t)dV. Dividendo per dt, si ottiene 
. Tenendo presente che dV/dt è il flusso istantaneo Fi, l’equazione diventa: 
. Integrando nel tempo fino all’istante t1 si ottiene: 
Il flusso medio è uguale a: 
Metodo diluizione di un colorante
Un metodo comune per misurare il flusso ematico è quello di usare un colorante (indocianina) che ha ottime proprietà (inerte, innocuo, misurabile, poco costoso, sempre intravascolare).
Esso viene iniettato mediante un catetere nell’arteria polmonare, poi il sangue viene prelevato da un catetere in un’altra arteria. Il sangue passa in un colorimetro che misura continuamente la concentrazione di colorante usando il principio della fotometria di assorbimento (poichè il colorante ha una lunghezza d’onda per cui il coefficiente di assorbimento ottico del sangue è indipendente dall’ossigenazione). In base ai valori misurati si riesce a risalire al flusso ematico.
Metodo della termodiliuzione
Il metodo più comune per misurare la gittata cardiaca è quello di iniettare, come indicatore, un bolo di soluzione fisiologica raffreddata. Uno speciale catetere a quattro lumi viene guidato fino all’arteria polmonare. Una siringa spinge un gas attraverso un lume e il gas gonfia un palloncino posto nella punta del catetere. La forza del sangue che scorre favorisce la progressione della punta del catetere in direzione dell’arteria polmonare. L’indicatore di soluzione fisiologica raffreddata viene iniettato nell’atrio dx attraverso un secondo lume. La conseguente caduta di temperatura del sangue è rilevata da un termistore posto in prossimità della punta del catetere in arteria polmonare. Il terzo lume è utilizzato per il termistore. Il quarto lume viene impiegato per misurare campioni di sangue.
Si può ricavare il flusso dalla seguente equazione:
Q = calore del bolo iniettato
densità del sangue
cb = calore specifico del sangue
Possiamo ricavare il calore dall’equazione appena trovata
Flussimetro elettromagnetico
Il flussimetro elettromagnetico misura il flusso pulsato istantaneo, esso è in grado di funzionare con qualunque liquido conduttivo (es. sangue).
Principio di funzionamento
Come mostrato in figura, il flussimetro si basa sul movimento del sangue, che presenta una conduttanza simile a quella di una soluzione fisiologica. La legge sull’induzione elettromagnetica di Faraday ci dà la fem indotta (e):
B = densità di flusso magnetico
L = distanza tra gli elettrodi
u = velocità del sangue
Se il campo magnetico e la velocità sono uniformi e inoltre B, u e L sono fra loro ortogonali, la fem indotta è: e = BLu
Quando il sangue scorre nel vaso con velocità u e passa attraverso il campo magnetico B, viene misurata la fem indotta tra gli elettrodi in figura.
Conoscendo la fem indotta ci possiamo ricavare la velocità u e quindi il flusso.
In presenza di un campo magnetico generato in corrente alternata, linee di flusso che tagliano l’area ombreggiata inducono una fem indesiderata che interferisce con il segnale utile.
Questo tipo di flussimetri presenta molti problemi nel misurare correttamente il flusso medio, in quanto gli elettrodi, essendo piccoli, fanno si che le velocità vicine contribuiscano maggiormente al segnale rispetto a quelle più lontane.
Il problema si riduce quando gli elettrodi sono posizionati all’esterno della parte del vaso. Lo strumento fornisce una misura corretta per un flusso uniforme, mentre per flussi non uniformi la misura dello strumento è corretta se u e sostituita con la velocità media u.
Il flussimetro elettromagnetico si può usare anche in corrente alternata, con una frequenza di circa 400 Hz.
Il sistema misura le variazioni di fase e si riesce a risalire al verso del flusso
Questo sistema funziona molto bene, ma c’è una tensione indotta che interferisce con il segnale utile.
Quando il flusso inverte la sua direzione, la tensione cambia fase di 180°, così è necessario un rilevatore sensibile alla fase per fornire un’uscita direzionale.
La tensione trasformata è sfasata di 90° rispetto alla corrente di eccitazione. Le altre forme d’onda sono mostrate con una linea continua nel caso di flusso diretto e tratteggiata nel caso di flusso invertito. L’area relativa al segnale in una finestra temporale (gated) per il flussimetro a onda sinusoidale in modalità gated è minore di quella relativa al segnale in fase per il flussimetro con soppressione del segnale in quadratura.
Quadratura di fase = è lo sfasamento tra le fasi di due funzioni sinusoidali
Sonda perivascolare
Nella figura seguente è mostrata una comune sonda perivascolare, in cui due bobine sono avvolte in senso opposto su un magnete che genera un campo magnetico.
Il campo magnetico è dato da: e = BLu 
mi posso ricavare la fem e quindi poi il flusso
L’apertura presente nella sonda permette di inserirla intorno a un vaso sanguigno senza tagliare il vaso. La sonda deve rimanere bene aderente al vaso per permettere un buon contatto tra gli elettrodi.
Flussimetri ad ultrasuoni - Trasduttori
Gli ultrasuoni possono propagarsi attraverso la pelle.
Per realizzare un trasduttore da impiegare in un flussimetro a ultrasuoni si può utilizzare un materiale piezoelettrico, che converte energia elettrica in energia acustica.
Esso è realizzato a forma di disco, che viene ricoperto sulle facce opposte con elettrodi metallici e pilotato da un oscillatore elettronico. Un campo elettrico provoca una compressione meccanica. Il movimento genera onde piane che si propagano nel tessuto. Qualunque cavità tra il cristallo e il tessuto deve essere riempita con liquido o gel per impedire perdite.
Nella seguente figura si vede come l’onda cambi a seconda della frequenza o del diametro o del trasduttore.
In fisica, campo vicino e campo lontano sono due approssimazioni per descrivere un campo ondulatorio. Nello specifico:
campo vicino = descrive l’oscillazione approssimandola ad un’onda sferica
campo lontano = descrive l’oscillazione approssimandola ad un’onda piana
Nello specifico, nel campo vicino il fascio è essenzialmente cilindrico e lo spreading è molto limitato, ma l’intensità non è uniforme. Il campo vicino si estende per una distanza dnf data da:
Nel campo lontano il fascio diverge e l’intensità è inversamente proporzionale al quadrato della distanza del trasduttore. L’angolo 
di apertura del fascio è dato da: 
Il campo lontano ha una minore risoluzione spaziale. Per lavorare nel campo vicino è necessario usare frequenza maggiori e trasduttori più grandi
Flussimetro a ultrasuoni a tempo di transito
La figura seguente mostra la disposizione del trasduttore usato nel flussimetro a ultrasuoni a tempo di transito. In esso una sonda per flussimetro a tempo di transito è caratterizzata da due trasduttori contrapposti sulla parte del vaso, posizionati alle estremità di un segmento di lunghezza D inclinato di un angolo 
rispetto all’asse del vaso.
L’effettiva velocità nel vaso è uguale alla velocità del suono c più una componente dovuta a u, la velocità media del sangue lungo la traiettoria degli ultrasuoni. Ma dal momento che la traiettoria degli ultrasuoni interessa una linea e non l’intera sezione trasversale, u e diversa da u: 
u 
. Il tempo di transito è pari a:
D = distanza
Flussimetro doppler a onda continua
Quando un bersaglio si allontana da una sorgente fissa di onda sonora, la frequenza del suono ricevuto risulterà più bassa di quella trasmessa a causa dell’effetto Doppler.
Effetto Doppler = fenomeno fisico che consiste nel cambiamento apparente, rispetto al valore originario, della frequenza o della lunghezza d’onda percepita da un osservatore raggiunto da un’onda emessa da una sorgente che è in movimento rispetto all’osservatore stesso.
Nel flussimetro in figura è richiesta la presenza di particelle corpuscolate (globuli rossi) che funzionino come bersagli riflettenti. La frequenza si abbassa due volte. Un primo shift si verifica tra la sorgente e la cellula ematica in movimento che riceve il segnale. L’altro shift si verifica tra la cellule ematica e il traduttore ricevente. Si ha quindi:
fd = shift di frequenza dovuta all’effetto Doppler
f0 = frequenza sorgente
u = velocità del bersaglio
c = velocità del suono
Dato che le velocità hanno diversa direzione, si aggiunge un fattore angolare:
angolo tra il fascio di ultrasuoni e l’asse del vaso sanguigno
Un approccio migliore è quello di usare un rilevatore di fase di quadratura, che permette di rilevare oltre alla velocità del flusso anche il suo verso.
Quadratura di fase = è lo sfasamento tra le fasi di due funzioni sinusoidali
La figura seguente mostra tale rilevatore.
Se il flusso di sangue ha verso concorde con il fascio di ultrasuoni, si considererà che il sangue scorra allontanandosi dal trasduttore. Per questo verso del flusso, la frequenza dovuta all’effetto Doppler è minore di quella della portante. La fase dell’onda Doppler ritarda rispetto a quella della portante di riferimento e il vettore Doppler ruota in senso orario.
Se il flusso di sangue va verso il trasduttore, la frequenza doppler è più alta della frequenza portante e il vettore doppler ruota in senso antiorario. Ciò porta alla situazione in cui la relazione di fase tra i canali seno e coseno si inverte. Esaminando il segno della fase, si deduce il verso del flusso.
Flussimetro laser-Doppler
In un flussimetro laser-Doppler per la misura del flusso di sangue, un laser irradia luce nella pelle attraverso fibre ottiche. La luce riflessa dai globuli rossi in movimenti (fascio caratterizzato dall’effetto Doppler) e dai tessuti non in movimento (fascio di riferimento) viene riportata ad un fotodiodo mediante fibre ottiche
Sensori di velocità a convenzione termica
I sensori termici di velocità si basano sul raffreddamento convettivo di un sensore riscaldato e pertanto sono sensibili solo a velocità locali.
In una sonda come quella in figura, la potenza W dissipata dalla corrente che passa sul termistore Ru lo scalda, portandolo ad una temperatura più elevata rispetto a quella del sangue. Indichiamo con 
la differenza di temperatura tra il termistore e il sangue. W e sono legate alla velocità u del sangue dalla relazione:
Per questo tipo di sensore si usa un sistema a temperatura costante, il cui circuito è mostrato dalla seguente figura.
Un aumento di velocità raffredda il termistore Ru che misura la velocità. Ciò fa aumentare la tensione all’ingresso non-invertente dell’amplificatore operazionale e quindi aumenta la tensione vb su ponte e Ru si riscalda. Rt permette di ottenere la compensazione di temperatura.
Pletismografia - Misura del volume
Tipi di pletismografia:
pletismografia a camera
pletismografia a impedenza elettrica
fotopletismografia o pletismografia ottica
Pletismografia a camera
I pletismografi misurano cambianti di volume. Con un pletismografo a camera si può misurare in maniera accurata e non invasiva i cambiamenti di volume di sangue negli arti. Cronometrando questi cambiamenti di volume è possibile misura il flusso come F = dV/dt. Per impedire al sangue venoso di lasciare l’arto, viene usato un manicotto.
Come mostra la figura seguente, in un pletismografo la camera ha un contenitore esterno rigido di forma cilindrica ed è posizionata intorno alla gamba. Quando il volume della gamba aumenta, l’arto va a comprimere una sacca posta all’interno della camera, facendone diminuire il volume. Se la sacca è riempita d’acqua, il cambiamento di volume può essere misurato guardando l’innalzamento della colonna acqua. Per effettuare una registrazione, si può introdurre un po’ d’aria al di sopra della colonna d’acqua e misurare i cambiamenti di pressione nell’aria.
Pletismografia a impedenza elettrica
Con questa tecnica si collegano elettrodi ad un segmento di tessuto per misurarne l’impedenza. Quando il volume del tessuto varia in risposta alle pulsazioni del sangue l’impedenza aumenta.
Si usa il modello in figura.
Un arto cilindrico ha lunghezza L e area della sezione trasversale A. Ad ogni impulso di pressione la superficie A aumenta di un valore 
.
L’impedenza in parallelo Zb del sangue è dovuta al volume aggiunto 
di sangue che causa la crescita dell’area della sezione trasversale:
Fotopletismografia o pletismografia ottica
La luce può essere trasmessa su un letto capillare. Quando le pulsazioni arteriose spingono il sangue nel letto capillare, i cambiamenti di volume dei vasi modificano l’assorbimento, la riflessione e la diffusione della luce.
La seguente figura mostra due metodi fotopletismografici nei quali le sorgenti generano luce che viene trasmessa attraverso il tessuto. La luce trasmessa viene riflessa e percepita dal sensore.
Questi sensori sfruttano la legge di Lambert-Beer:
l’assorbanza dii un campione di materiale è direttamente proporzionale al suo spessore
l’assorbanza è proporzionale alla concentrazione della specie assorbente
Flussimetri nel sistema respiratorio
Tipi di flussimetri del sistema respiratorio:
flussimetri termici
tubo di pitot
Flussimetri termici
Si realizza una resistenza sul giunto caldo e si riscalda il giunto per effetto Joule. Quindi si espone il giunto caldo al flusso di un fluido. Il fluido genera un trasferimento di calore per convenzione forzata, proporzionale alla velocità del fluido, che porta poi al raffreddamento del giunto. La variazione è misurata da una termocoppia e la tensione sarà proporzionale alla velocità del fluido
Flussimetro termico = vado ad inserire in un tubo un gas a T < della temperatura del polmone, e poi posso misurare la potenza termica.
Tubo di Pitot
Ci sono dei sensori su un catetere, che misurando la differenza di tensione tra i vari sensori permettono di calcolare le differenze di flusso (quindi di velocità). È un sensore invasivo.
Se il sensore è più aderente alla parte del vaso la velocità del sangue è minore
Spirometria - Volume polmonare
Spirometria = esame che permette di rilevare il volume polmonare
Nell’immagine seguente c’è lo schema di uno spirometro analogico. Nel tubo a dx passa l’aria espirata dal paziente, che fa muovere la campana e che con il suo movimento muoverà il pennino che fornirà tutti i dati della spirometria.
Negli spirometri digitali lo spostamento della campana è trasformato in un segnale elettrico.
Il volume residuo RV deve esserci altrimenti i polmoni collasserebbero.
VT = quantità di aria che il polmone riesce a ventilare
IC = capacità inspiratoria = VT + RV
RV = non può essere conosciuto con la spirometria classica
FRC = ERV + RV
VC = IRV + VT + ERV
TLC = RV + ERV + IRV + VT
Nell’immagine seguente vediamo il modello di uno spirometro, con un assorbitore di CO2.
L’assorbitore di CO2 serve a filtrare l’aria che poi va respirata nuovamente dal paziente.
Per misurare il volume residuo (RV) si usa un gas inerte, l’elio (che non è tossico e ha solubilità nulla nel sangue).
All’inizio abbiamo: 
L’equazione che regola questa fase è:
Vs = volume di gas nello spirometro
Fs = frazione volumetrica di elio (
) iniziale
Vp = volume polmonare
FF = frazione volumetrica di He nei polmoni
In base all’elio respirato si capisce quanto volume rimane
Esiste anche lo spirometro a pistone.
Spirometro a turbina
Lo spirometro a turbina è uno strumento per l'acquisizione di segnali fisici e l’elaborazione delle informazioni fornite dal segnale correlato alla funzionalità polmonare. Durante il procedimento avviene un passaggio dalla grandezza fisica a quella elettrica. Questo avviene grazie ad i trasduttori
Posso mettere un fotorilevatore led sulla parte dell’elica e conto i giri completati dall’elica nel fotorilevatore.
Oppure posso inserire un trasmettitore di luce da una parte un ricevitore dall’altra.
Posso calcolare il flusso in questo modo: 
Pneumotacografia - Volume polmonare
Tipologie di pneumotacometro:
pneumotacometro fleish
pneumotacometro Lilly
pneumotacometro con filo a caldo
pneumotacometro a turbina
Pneumotocametro fleish
Misurazione basata sulla differenza tra le pressioni del flusso d’aria prima e dopo l’attraversamento di un resistenza conosciuta (capillari paralleli, a in figura) che è direttamente proporzionale al flusso d’aria che passa attraverso un sensore di pressione. Una volta ottenuto il flusso, il microprocessore calcola i volumi mediante integrazione matematica del flusso in funzione del tempo.
Il trasduttore differenziale rileva la pressione prima della resistenza P1 e dopo la resistenza P2 per calcolare il flusso, mediante integrazione di quest’ultimo si ottiene il volume.
Legge di Poiseuille: 
viscosità dinamica
L, r = lunghezza e passo delle lamelle
n = numero di lamelle
V = flusso
La legge di Poiseuille vale solo per flussi laminari, devo evitare che si formino vortici.
Misuro il 
con un estensimetro, che con un trasduttore lo trasforma in variazione di potenziale
Pneumotacometro Lilly
Misurazione basata sulla differenza tra le pressioni del flusso d’aria prima e dopo l’attraversamento di una resistenza conosciuta (setaccio, a in figura) che è direttamente proporzionale al flusso d’aria che passa attraverso un sensore di pressione. Una volta ottenuto il flusso, il microprocessore calcola i volumi mediante integrazione matematica del flusso in funzione del tempo.
Rispetto allo strumento precedente cambia la forma della resistenza
Il trasduttore differenziale rileva la pressione prima della resistenza P1 e dopo la resistenza P2 per calcolare il flusso, mediante integrazione di quest’ultimo si ottiene il volume.
Questi pneumotacometri hanno un problema, ovvero che alcuni fori si intasano con il vapore acqueo aumenta R quindi la misura è falsata.
Pneumotracografo con filo a caldo
Si usa un sottile filo di platino con resistenza RF attraversato da una corrente i.
Con un filo non si riesce a capire il verso della corrente, quindi si usano due fili. Conoscendo il verso della corrente capisco se sto espirando o ispirando. Per fare ciò uso uno schermo davanti ad uno dei due fili.
Pneumotacografo a turbina
È uno pneumatacografo che sfrutta il trasferimento dell’energia cinetica di una vena fluida a un solido in moto rispetto ad un asse fisso
Possiamo dire che:
Il numero di Reynolds consente di valutare se il flusso di scorrimento di un fluido è in un regime laminare (valori più bassi del numero) o in un regime turbolento (valori più alti del numero).
Elettrobisturi
L'impiego del bisturi tradizionale a coltello è problematico poiché da problemi connessi con la
fuoriuscita del sangue dovuta alla recisione dei capillari e dei vasi sanguigni. Oggi si utilizzano elettrobisturi che impiegano corrente elettrica in alta frequenza per attuare il taglio in modo più rapido e semplice del bisturi classico.
Utilizzando l’elettrobisturi il taglio e il coagulo avvengono per mezzo di un effetto termico provocato dal passaggio della corrente. Per questo il primo taglio che il chirurgo effettua viene sempre effettuato col bisturi tradizionale per evitare che i lembi della pelle vengano bruciati e favorire un buon risultato per la cicatrizzazione post operatoria.
Se la temperatura che si raggiunge con l’elettrobisturi è superiore a 100 °C si ottiene l'esplosione della cellula e l'acqua contenuta al suo interno evapora, ottenendo così la vaporizzazione del tessuto senza fuoriuscita di sangue → taglio del tessuto
Se la temperatura che si raggiunge con l'elettrolisi è inferiore a 100 °C si ottiene l'evaporazione
dell'acqua all'interno delle cellule senza che queste esplodano; si ottiene quindi l'essiccazione del tessuto → coagulazione del tessuto
Se la temperatura è molto superiore a 100 °C può verificarsi la vaporizzazione delle proteine (circa 500°C), si ottiene la carbonizzazione del tessuto e quindi l'occlusione dei vasi sanguigni → tipo di coagulazione chiamata cauterizzazione, usata per distruggere parti di tessuto.
Componenti costituenti l’elettrobisturi:
generatore di segnali a alta frequenza (0.4-2) MHz → generatore in RF
elettrodo attivo, chiamato manipolo
elettrodo di ritorno (neutro) che chiude il circuito attraverso il paziente
La corrente in uscita dal manipolo attivo attraversa il paziente e si raccoglie di ritorno.
Schema generale di un elettrobisturi
Effetti prodotti dalla corrente nel corpo umano
A seconda della frequenza, a causa di una corrente che attraversa un tessuto biologico si
possono verificare i seguenti fenomeni:
effetto elettrolitico = se la corrente è continua ha luogo uno spostamento di ioni nel tessuto; la separazione delle cariche positive e negative e la loro concentrazione in zone distinte produce il danneggiamento elettrolitico del tessuto.
effetto faradico = se la corrente è alternata ma di frequenza bassa (ordine di qualche kHz) essa può produrre una stimolazione neuromuscolare eccitando direttamente le cellule del sistema nervoso.
effetto termico = quando un tessuto viene attraversato da una corrente, sia essa continua o alternata, si produce un riscaldamento per effetto joule che dipende dalla resistenza elettrica del tessuto nonché dalla densità della corrente e dal tempo di applicazione.
Zona di reazione
R0 = valore per cui il tessuto non reagisce
2R0 = valore per cui lo stimolo inizia a diventare fastidioso
tc = tempo di somministrazione
Nel caso dell' elettrobisturi utilizzando una corrente alternata con frequenza dell'ordine delle centinaia di kilohertz (RF) si induce soltanto un effetto termico sul tessuto. Infatti:
non si induce un effetto faradico poiché le sue variazioni sono troppo rapide perché il sistema nervoso possa rispondere (infatti esso si accende e spegne ogni ms)
non si induce l'effetto elettrolitico perché il moto oscillatorio degli ioni tra i due elettrodi è talmente rapido che mediamente nel tempo l'addensamento di cariche positive e negative è nullo.
Principi e modalità di funzionamento
l'elettrobisturi è un oscillatore elettronico di potenza i cui terminali sono l'elettrodo attivo e quello di ritorno neutro.
l'elettrodo attivo a punta o arrotondato è di dimensioni assai ridotte → densità di corrente sulla superficie della punta [A/m2] altissima
si sviluppa quindi una grandissima quantità di calore tra la punta dell'elettrodo attivo e il tessuto
si ottengono taglio, coagulo, o taglio e coagulo insieme a seconda:
della forma dell'elettrodo attivo
della velocità con cui questo viene mosso
dell'intensità e della forma d'onda della corrente RF che si utilizza
Taglio
Se l'elettrodo attivo è a punta sottile (ago) e la forma d’onda della corrente che scorre in esso è
sinusoidale di ampiezza costante e sufficientemente elevata, dalla punta dell’ago scocca un arco che non si estingue fino a quando scorre la corrente.
La temperatura che viene raggiunta è elevata e la corrente può essere calibrata in modo che questa superi la temperatura di ebollizione dell'acqua contenuta nelle cellule e nei liquidi extracellulari → la cellula esplode e l'acqua vaporizza incrementando la resistenza elettrica del tessuto → ciò favorisce ulteriormente l'incremento locale della temperatura.
L'esplosione delle cellule consente la separazione dei tessuti ed in ciò si manifesta l'azione del taglio appunto
Il calore sviluppato localmente è quasi totalmente assorbito dalla vaporizzazione dell'acqua per cui, data la rapidità del fenomeno, esso NON si propaga per conduzione verso il tessuto circostante → effetto emostatico si presenta in maniera modesta.
L'intensità del campo elettrico sulla punta dell’ago poi è sufficiente a ionizzare l‘aria per cui si stabilisce un legame tra l'ago e il tessuto che viene sostenuto e l'arco segue solidalmente i movimenti dell’ago
Coagulo
Se le temperature che vengono raggiunte dal tessuto non sono troppo elevate ha luogo la
coagulazione termica cioè la solidificazione parziale dei liquidi organici. Nel sangue si forma la
fibrina che solidificandosi ostruisce il vaso sanguigno.
Per ottenere la coagulazione bisogna alimentare l'elettrobisturi con corrente alternata intermittente, in modo che la quantità di calore sviluppata non produca l'esplosione delle cellule
e quindi il taglio del tessuto, ma solo un riscaldamento in modo tale che l'acqua esca dalla cellula senza distruggerla
Tuttavia se la corrente I è troppo intensa anche se data in maniera intermittente può creare
effetti di taglio.
La coagulazione può essere ottenuta con due diversi procedimenti:
essiccamento = si ottiene alimentando l'elettrodo con basse tensioni purché non si generino scintille. L'elettrodo viene messo a contatto diretto col tessuto e la quantità di calore sviluppata al contatto lo essicca mentre l'assenza di scintille garantisce che l'azione ottenuta sia di coagulo puro e quindi sia assente ogni effetto di taglio.
folgorazione = si ottiene alimentando l'elettrodo con alte tensioni cosicché con l'elettrodo separato dal tessuto possa scoccare uno o più archi elettrici il cui effetto termico produce la coagulazione. Poiché la corrente di alimentazione è intermittente, gli archi che si generano si estinguono e si riformano in luoghi sempre diversi. Il calore generato è così distribuito su una superficie di tessuto assai più ampia di quanto non si verifichi nel caso dell'unico arco prodotto per attivare il taglio.
La corrente con cui si alimenta l’elettrobisturi per la coagulazione è una corrente intermittente ottenuta con pacchetti di segnale sinusoidale. Per variare l'intensità della coagulazione si può agire sia sulla frequenza dei pacchetti che sull'intensità dell'onda sinusoidale che li compone.
Lo spessore dello strato essiccato oltre che dalla forma d'onda della corrente dipende anche dalla velocità con cui l'elettrodo viene fatto scorrere dal chirurgo nel tessuto. Tale spessore dipende anche dalla forma dell'elettrodo e dal suo spessore.
Lo spessore dello strato essiccato è tanto minore quanto maggiore è la velocità di trascinamento dell'elettrodo attivo (a maggiore velocità corrisponde minore quantità di calore scambiata tra elettrodo e cute)
Lo spessore dello strato essiccato a parità di velocità aumenta con il crescere dello spessore
dell'elettrodo (scambio di calore è più intenso se maggiore è la capacità termica e quindi la
massa dell'elettrodo stesso)
Lo spessore dello strato essiccato aumenta all'aumentare dell'ampiezza del pacchetto sinusoidale (la quantità di calore sviluppata dipende dal quadrato della corrente dei pacchetti
piuttosto che dalla frequenza)
Taglio e coagulo
Dosando opportunamente i parametri che concorrono a formare le forme d'onda (potenza totale, durata dei pacchetti, numero di cicli per ogni pacchetto) si può ottenere una condizione per il taglio e il coagulo contemporaneo.
Correnti troppo intense producono la carbonizzazione del tessuto corrispondente alla vaporizzazione delle proteine contenute nelle cellule → si ottiene la cauterizzazione del tessuto
(400-500°C)
Parametri caratteristici - Potenza in RF
È possibile stabilire un legame quantitativo tra la potenza in RF impiegata e il campo di temperature generato nel tessuto.
È importante valutare il legame che esiste tra queste due grandezze perché bisogna capire la potenza necessaria affinché la corrente provochi solo in prossimità della punta del bisturi un innalzamento della temperatura del tessuto biologico sufficiente a provocare il taglio; inoltre bisogna contenere l'incremento di temperatura nella parte di tessuto che è relativo e che arriva al neutro.
L’andamento della potenza nell’elettrobisturi non è lineare.
Esiste un modello → modello di Honig
Modello di Honig
Classificazione degli elettrobisturi in relazione alle modalità di utilizzatore
biterminale monopolare = un polo di uscita del generatore è collegato all'elettrodo attivo, l'altro polo viene collegato all'elettrodo di ritorno costituito da un'ampia superficie conduttiva
biterminale bipolare = utilizzato in microchirurgia, la potenza in RF viene inviata alle due punte di una pinza metallica. Tra di esse scocca l'arco elettrico che taglia o coagula
monoterminale monopolare = utilizzato per cauterizzazione o in interventi odontoiatrici, manca l'elettrodo di ritorno e il segnale in RF di bassissima potenza ritorna al generatore attraverso le capacità parassite
Schema a blocchi di un elettrobisturi
un oscillatore sinusoidale
generatore di pacchetti di onde
miscelatore che trasferisce all'amplificatore di potenza o la sola forma d'onda del taglio o la sola forma d'onda del coagulo o un segnale miscelato per taglio e coagulo
un amplificatore di potenza in grado di fornire la potenza necessaria in termini di corrente e di trasmettere agli elettrodi mediante trasformatore il segnale amplificato
un circuito di sicurezza per l'elettrodo di ritorno in grado di rilevare eventuali interruzioni del cavo e di disattivare l’erogazione dell'alta frequenza
Pacemaker
pacemaker = marcatore di passo o marcatore di tempo elettronico
generatore di impulsi elettrici di opportuna ampiezza e frequenza che può sostituire temporaneamente o definitivamente la funzione del nodo senoatriale quando esso cessa la sua normale funzione di marcatempo naturale
gli impulsi elettrici partono infatti dal nodo senoatriale e stimolano la contrazione ventricolare. Il ventricolo dx si contrae leggermente e prima rispetto a quello sx
aritmia = variazione della normale frequenza cardiaca
quando il nodo senoatriale non mantiene il suo funzionamento la sua funzione può essere svolta dal nodo atrio ventricolare. In questo caso ci possono essere problemi di sincronismo tra la contrazione atriale e quella ventricolare
bradicardia = patologia che si ha quando, a causa del non funzionamento del nodo senoatriale, il nodo atrioventricolare e i ventricoli si adattano a funzionare da soli senza pacemaker → la frequenza in questo modo diventa molto bassa
Tecniche diagnostiche dell’aritmia
elettrocardiografia dinamica o Holter = permette di valutare il funzionamento del cuore nelle 24h e quindi in condizioni di normale esercizio. Esso viene effettuato con un registratore portatile, ma le registrazioni contengono molto rumore
elettrocardiografia da sforzo = vengono imposte al cuore sollecitazioni di tipo reversibile per porre in rilievo situazioni patologiche latenti. Essa viene effettuata mediante due prove:
cicloergometro = cyclette equipaggiata mediante un misuratore della coppia erogata dal paziente
treadmill = tapis roulant in cui variano velocità e pendenza
Schema di principio del pacemaker
un orologio elettronico o marcatempo
multivibratoreun accoppiatore (stadio di accoppiamento) tra il marcatempo e il carico, cioè il cuore
un blocco di controreazione = blocco opzionale, presente solo nel caso in cui il pacemaker sia un pacemaker a domanda
un elettrocatetere che fornisce gli impulsi. C’è ne sono diversi tipi:
bipolari = anodo e catodo sono entrambi all’interno del cuore
monopolari = catodo nel cuore e anodo costituito dalla custodia metallica del pacemaker
Multivibratore
Dal punto di vista fisico, il pacemaker è costituito da un circuito RC alimentato da una batteria che all’inizio carica rapidamente il condensatore C tramite una piccola resistenza r con una costante di tempo capacitiva 
.
Quando 
, l’interruttore T (in pratica un transistor) si sposta e C si scarica più lentamente (rispetto alla carica) attraverso una resistenza R maggiore di quella usata per caricare il condensatore, quindi con una costante di tempo capacitiva 
.
Durante la scarica C, quando 
(cioè dopo un tempo t2) il circuito A si attiva e invia un breve impulso di stimolazione al cuore, contemporaneamente si ha il ritorno dell’interruttore T alla posizione iniziale in modo da caricare nuovamente C con t1
Accoppiatore
serve per isolare gli elettrodi dal multivibratore
in particolare fa si che l’eventuale variazione di impedenza di contatto tra elettrodo e miocardio non influisca sulla costante di tempo RC del multivibratore
è un transistor T → si comporta da interruttore aperto quando la tensione tra base ed emettitore è bassa e da interruttore chiuso quando la tensione tra base ed emettitore è alta
saturazione → interruttore chiuso
interdizione → interruttore aperto (interruzione tra emettitore e collettore)
RP = parallelo tra resistenza dell’elettrodo e quella toracica
diodo zener = limita il valore di tensione massimo all’ingresso del circuito
C = blocca la componente continua di +VBATT
Tipi di pacemaker
pacemaker asincrono = genera impulsi con una frequenza prefissata indipendentemente dai parametri fisiologici. È stato abbandonato perché si è visto che in alcuni casi poteva insorgere contrazione atriale o ventricolare spontanea e questo poteva generare fibrillazione
pacemaker sincrono con sincronizzazione atriale = il pacemaker rileva la depolarizzazione dell’atrio e stimola i ventricoli soltanto se esiste un ritardo eccessivo tra la contrazione atriale e quella ventricolare. Il vantaggio maggiore è che si sfrutta molto la conduzione naturale preservando la funzione del sistema nervoso
pacemaker sincrono a domanda = rileva l’onda R dovuta alla contrazione dei ventricoli e stimola il ventricolo se la sua frequenza di contrazione è troppo bassa o assente. Ci sono due sottoclassi di questi pacemaker:
inibizione = se viene rilevato un ritmo sinusale presente non viene erogata l’onda dal pacemaker
sincronizzazione = eroga un’onda nel periodo di refrattarietà assoluta
Il pacemaker a domanda stimola la contrazione ventricolare solo se effettivamente manca l’attività cardiaca spontanea
pacemaker completamente automatico = rileva sia l’attività degli atri che dei ventricoli e eroga una stimolazione solo se necessario
Pacemaker completamente automatico
è il modello di pacemaker più moderno
la rilevazione dell’attività negli atri e nei ventricoli permette di programmare un’inibizione o una stimolazione degli stessi
in assenza di attività del nodo senoatriale il pacemaker stimola l’atrio che quindi si contrae. Successivamente se il tempo che intercorre tra lo stimolo del nodo SA e la successiva stimolazione del nodo AV è più lunga di un certo
(ritardo atrio-ventricolare), il canale ventricolare del pacemaker stimola anche il ventricolose il nodo SA è in grado di stimolare gli atri l’onda p conseguente è rilevata dal sensore impiantato nell’atrio. In questo caso il canale atriale del pacemaker viene inibito ed il segnale rilevato è usato come trigger per la simulazione del canale ventricolare
Pacemaker a frequenza controllata
I parametri programmabili in modalità di funzionamento di tipo R sono:
frequenza a riposo = in assenso, cioè di attività rilevata dal sensore
soglia minima = oltre la quale l’attività rilevata inizia a modificare la frequenza di stimolazione
ritardo = dopo il quale la frequenza di stimolazione inizia a variare in risposta a un nuovo livello di attività rilevato
sensibilità della risposta del sensore = cioè l’entità di variazione della frequenza di stimolazione per una data variazione del segnale proveniente dal sensore
frequenza di stimolazione massima = indipendente dall’attività rilevata
Elettrocateteri
il pacemaker si connette alle pareti del miocardio attraverso l’elettrocatetere
questo trasmette l’impulso elettrico dal generatore al miocardio e viceversa rilevando i segnali elettrici di attività cardiaca
deve essere costituito da materiale inerte, resistente a fatica e con bassa resistenza elettrica
possono essere di tipo:
unipolare = elettrodo singolo che viene posto a contatto del cuore, l’elettrodo di riferimento è costituito dal corpo del pacemaker
bipolare = costituiti da due elettrodi entrambi miocardici attraverso i quali viene applicato lo stimolo
essi sono costituiti da:
un conduttore spiraliforme
un isolante in silicone
un elettrodo per la connessione con il miocardio
una spina di connessione al generatore
Defibrillatori
La fibrillazione ventricolare è una condizione di emergenza caratterizzata da una incapacità dei ventricoli di contrarsi e quindi di esercitare l’azione di pompaggio del sangue. Esiste una contrazione disordinata delle fibre muscolari innervate attraverso la rete di Purkinjie del fascio di His e la conseguente cessazione dell’azione di pompaggio. Venendo a mancare la gittata cardiaca vi è una drastica riduzione della pressione arteriosa.
La fibrillazione ventricolare è letale in pochi minuti.
Il modo più efficace di ripristinare il ritmo cardiaco normale è versare per pochi ms al cuore un impulso di corrente elettrica.
L’effetto della scarica è quello di depolarizzare istantaneamente le fibre muscolari del cuore portandole tutte nelle medesime condizioni e consentendo ad esse di ripartire in modo simultaneo e ordinato e di ripristinare quindi il ritmo cardiaco interrotto
Tipologie di defibrillatori
I defibrillatori possono essere:
a corrente continua
a corrente alternata
Defibrillatori in corrente alternata
Sono stati i primi in commercio e attualmente sono stati abbandonati perché la corrente alternata provoca danni al cuore.
Svantaggi:
in caso di fibrillazione atriale si può innescare anche una fibrillazione ventricolare
a causa della presenza di due trasformatori il sistema è molto pesante e quindi difficilmente trasportabile
richiede una corrente molto alta, non sempre disponibile
Defibrillatori in corrente continua
consentono un'efficace defibrillazione atriale e ventricolare con limitatissimo assorbimento di corrente elettrica
sono leggeri e possono essere alimentati a batterie
Defibrillatori impiantabili
Defibrillatore impiantabile = esso dà la stimolazione nella sede di stimolazione, è di tipo bifasico perché questo permette di evitare la corrosione degli elettrodi e di aumentare la biocompatibilità.
Essi:
vengono impianti in soggetti che soffrono di tachicardia, che fanno prevedere una loro degenerazione in fenomeni fibrillatori ventricolari
sono composti da:
un sensore per il rilevamento dell'attività elettrica del cuore
un generatore
un accumulatore di energia
un elettrodo per stimolare il sito anatomico
Cuore artificiale
È sviluppato per problemi come lo scompenso cardiaco.
Scompenso cardiaco = patologia che impedisce al cuore di fornire il dovuto volume e/o il flusso cardiaco. Attualmente l'unico modo di curare questa patologia è il trapianto.
Classi di scompenso cardiaco
classe I = paziente asintomatico, l'attività fisica abituale non provoca dispnea né affaticamento.
classe II = scompenso cardiaco lieve, l’attività fisica moderata provoca dispnea o affaticamento.
classe III = scompenso cardiaco da moderato a grave, l’attività fisica minima provoca dispnea o affaticamento.
classe IV = scompenso cardiaco grave, astenia, dispnea o affaticamento presenti anche a riposo, seduti o sdraiati a letto.
Richiami apparto circolatorio
Nel cuore, il sangue entra nell'atrio dx e poi nel ventricolo dx, il sangue poi arriva al ventricolo sx dopo essere passato per l'arteria polmonare e poi nell'atrio sx. La pressione fa aprire le due valvole.
Il cuore dx e sx in condizioni normali non comunicano, in quanto il ventricolo dx subisce pressione più basse rispetto a quello sinistro ma ha una forza maggiore.
Le valvole cardiache sono: aortica, polmonare
Ciclo cardiaco
Nello specifico è importare sapere che la pressione
Nel ciclo cardiaco la prima fase è isometrica, poi c'è l'eiezione con aumento della pressione fino al raggiungimento della pressione atriale, poi la pressione inizia a diminuire e aumenta il volume. Lavoro del cuore in un ciclo cardiaco:
Tipologie di scompenso cardiaco
Esso viene classificato in:
sistolico = è caratterizzato da una compromissione della funzione sistolica. La parete del muscolo cardiaco è indebolita e il sangue eiettato dai ventricoli è in quantità ridotta
diastolico = è alterata la fase di riempimento. La parete del ventricolo aumenta di volume e causa un irrigidimento della parete cardiaca → questo comporta una diminuzione della quantità di sangue contenuto all'interno del ventricolo stesso
Dispositivi meccanici per l’assistenza al circolo
Sono di due tipi:
TAH (Total Artificial Heart)
VAD (Ventricular Assist Device)
Dispositivi di assistenza ventricolare (VAD)
I VAD non sostituiscono i ventricoli ma ne supportano la funzione. Il loro funzionamento è simile ad una pompa meccanica
Si possono dividere in:
percutanei = non impiantati all'interno del corpo ma connessi alla circolazione attraverso l'arteria femorale
intracorporei = impiantati in una posizione preperitoneale, nella zona del pericardio o sotto il diaframma
paracorporei e extracorporei = posizionati all’esterno del corpo
Essi si possono a loro volta dividere in base al flusso in:
vad a flusso pulsatile = la camera è progettata affinchè il flusso sia pulsatile, c'è una micro valvola cardiaca per evitare il reflusso del sangue
vad a flusso continuo = essi sono alimentati elettricamente e si basano su un sistema rotante che fornisce un’energia propulsiva con cui viene generato un flusso continuo di sangue. Non contengono valvole. Essi si differenziano anche In base al tipo di pompa in:
vad a flusso continuo con pompa centrifuga = il sangue viene canalizzato tra le pale rotanti, che ruotano e scaricano il sangue tangenzialmente. Il flusso ematico entra nella pompa e viene spinto dal rotore in maniera tale da fuoriuscire attraverso l’uscita che si trova orientata con un certo angolo
vad a flusso continuo con pompa assiale = la turbina agisce come un'elica in un tubo: la rotazione spinge il sangue verso l’esterno del ventricolo seguendo la direzione del flusso fisiologico.
I VAD vengono ulteriormente divisi in base al ventricolo che supportano in:
LVAD = supportano il ventricolo sx
RVAD = supportano il ventricolo dx
BiVAD = sono composti da due dispositivi separati che supportano entrambi i ventricoli
Cuore artificiale totale (TAH)
Il cuore artificiale totale (TAH) è dispositivo di supporto circolatorio meccanico con il quale sostituire, sostanzialmente in toto, il cuore del paziente che viene chirurgicamente rimosso.
Il dispositivo è indicato nei pazienti idonei al trapianto, con sintomi di Classe IV, aventi la dimensione del torace appropriata, che hanno insufficienza emodinamica che richiede farmaci cardioattivi (vasopressori e inotropi) o supporto meccanico.
Le indicazioni più comuni per l’impianto di TAH sono:
grave insufficienza biventricolare;
aritmie intrattabili con malattia ventricolare sinistra o destra;
difetti anatomici ventricolari irreparabili (ad es. rottura ventricolare)
insufficienza ventricolare con precedente sostituzione meccanica della valvola protesica.
È importante sottolineare che i pazienti ai quali è proposto l’innesto del dispositivo TAH sono
pazienti che non sono candidabili per l’innesto di VAD.
I pazienti candidati al trapianto di TAH sono dunque pazienti aventi insufficienza biventricolare i quali non possono sopportare un dispositivo di assistenza ventricolare
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