Biosignals from the point of view of biophysics/electrical biosignals in the organism

As it was said above, the physical nature of biosignals can be different: they can be mechanical, acoustic, thermal and other quantities. However, we most often associate the term biosignal with the electrical manifestations of the organism, which is why we dedicate this entire chapter to them. From a systemic point of view, when monitoring the electrical manifestations of the organism, it is possible to proceed in the hierarchy of the body structure from the lowest floors upwards:

Sub-cellular level
From the science of electricity, we know that the uneven distribution of electrically charged particles - charges - can be registered as electric voltage. As a result of the action of the second law of thermodynamics, we observe in non-living nature a movement aimed at equalizing such inequalities: the equalization of potential differences is caused by the movement of electric charges, which we can register as an electric current. A commonly cited example of such a phenomenon, accompanied by entropy growth, is the discharge of an electric cell through a light bulb. Both the filament of the bulb and the supply wires are metal; we know that free valence electrons are mobile carriers of electric charge in metals. In contrast, a galvanic cell works on an electrochemical principle: the conductor is an electrolyte and the passage of an electric current is realized by the movement of ions.

A similar situation also occurs in the organism, the essential part of which consists of electrolytes - aqueous solutions of acids, bases and salts, dissociated into anions and cations. In addition to the usual low-molecular substances, high-molecular substances, such as proteins, can also be charge carriers here.

If we want to monitor such processes, associated with the movement of charged particles in electrolytes, using their electrical activity, it is necessary to somehow bring the monitored signal to a suitable electronic measuring device, usually via a cable in which the signal is transmitted by electrons in metals. The question is, how does the electric current in the electrolyte, caused by the movement of cations and anions, be converted into the electric current caused by the movement of electrons in metals? Using electrodes. Electrodes are an important part of all examinations related to the investigation of electrical biosignals. The shape, material, size and construction of the electrodes vary greatly depending on the type of biosignal involved.

In contrast to inanimate and thermodynamically closed or isolated systems, we must think of living organisms as open systems that exchange energy, information and matter with their surroundings. As a result, they can remain in a  dynamically unbalanced state for a long time, in which both processes that disrupt the balance and processes that restore it again operate - which is the essence of practically all life events in the organism. Most of these processes, as we already know, are accompanied by the movement of electrically charged particles, and thus we can record a number of electrical phenomena on every living organism. This allows us to use electrical biosignals to monitor and diagnose various events.

Membrane potential
We know that between two environments, separated by a semipermeable (semipermeable) membrane, we can observe osmotic phenomena, consisting of an uneven distribution of concentrations of various substances on both sides of the membrane. If the particles of dissolved substances carry an electric charge, this imbalance will manifest itself in the formation of different electric potentials on both sides of the membrane. This is a model situation that exists in virtually every cell. We refer to such a potential difference as the resting membrane potential.

The presence of a membrane potential plays a special role in excitable cells, such as nerve and muscle cells. In them, the difference in the concentration of potassium ions, which is 10-30 times higher inside the cell than in the extracellular space, contributes the most to its formation. The potential difference in such a case is described by the Nernst equation

VK+ = (R.T / F). ln ([K +]e / [K +]i)(40)

indicating the equilibrium potential of potassium ions V K+ as proportional to the natural logarithm of the ratio of the concentrations of potassium cations in the extracellular [K + ]e and in the intracellular [K + ]i environment. The constants are the universal gas R, the Faraday F, and T is the absolute temperature in Kelvin. After substituting normal values ​​and body temperature into the equation, we get a potential of the order of -50 to -100 mV, which agrees quite well with the measured values. We would calculate more accurate values ​​using the Goldman equation, which is similar to the Nernst equation, but also takes into account the influence chloride and sodium ions. '''We measure the potential inside the cell relative to the extracellular space. The negative sign''' therefore means that the internal environment is negatively charged compared to the surroundings.

Action potential
During the generation and propagation of a nerve impulse, the gradual opening and closing of various ion channels and thus the creation of an electric current, caused by the movement of ions. For a detailed description, we refer to the available literature. Here we limit ourselves only to stating that the gradual change in potential is manifested by an electrical impulse with an  amplitude of the order of 100mV and a duration of the order of 1ms. The increase of the action potential is therefore a reliable indicator of depolarization of the cell membrane, while its decrease and gradual return to the resting state indicate its repolarization.

For direct intracellular measurement of the action potential of nerve or muscle cells, we would need to have a microelectrode at our disposal, which we could plunge into exactly one specific cell. Meeting such a requirement would be extremely challenging and practically unfeasible for clinical use. Therefore, direct intracellular measurement of action potentials is mostly limited to in vitro laboratory research.

Summation Potential
The lowest level in the hierarchy, which can be used clinically, is the investigation of electrical manifestations of tissues. Although we are unable to isolate the signal produced by a single cell, we can sense the signal produced by a number of cells from a certain area where the sensing electrode is placed. The signal from the individual cells arrives at the sensing electrode through the extracellular space, which in this case can be imagined as a number of electrical resistors. This model connection allows us to understand the sensed biosignal as an approximate weighted arithmetical sum of signals from individual cells. The word "weighted" means, among other things, that the signal of more distant cells will usually be weaker (" near field potentials", as we mentioned in Sect. 2.2). Therefore, the word "sum" cannot be taken literally in such a way that, for example, a signal from a thousand cells, each producing 100mV, will add up to 10kV, which we will measure. In fact, the measured values ​​of the summation biosignals are not an order of magnitude higher than the amplitudes of the action potentials that cause them.

Electromyography (EMG)
A typical representative of a biosignal, sensed from a certain area of ​​tissue, is an electromyogram. This method can be non-invasive (EMG sensing with surface electrodes), but also invasive – sensing with needle concentric electrodes. When scanning with needle electrodes from a small area with the size of a fraction of a mm, we can also see the potentials of individual motor units. In contrast, the electromyogram, sensed by a surface electrode, is a typical summation potential, formed by a number of mutually overlapping signals from a large number of cells; its frequency spectrum it ranges from hundreds to thousands of Hz and is dependent on the activity of the examined part of the muscle. A signal with such a high frequency cannot be written directly on paper, so the doctor watches it on the screen, and it is also possible to convert it into an acoustic signal for assessment by hearing, when it is perceived as a crack or thunder.

Various computational methods are used for quantitative EMG evaluation. The level of muscle activity can be expressed, for example, as the sum of the absolute values ​​of EMG changes per unit of time. We will calculate the EMG frequency spectrum using the fast Fourier transform.

Line Speed
As part of the EMG, the conduction velocity of the peripheral motor nerves is also often investigated. The examination consists in stimulating the nerve with an electric discharge (usually in the popliteal or elbow socket and on the ankle or wrist) and at the same time the reaction of distally located muscle groups is monitored electromyographically. From pathologically prolonged latencies, it is then possible to infer, for example, a demyelinating disease.

Organ Level
Using summation potentials, we can also investigate and map the activity of entire organs. The most well-known examinations are EEG and EKG.

Electroencephalogram (EEG) [ edit | edit source ]
EEG is a standard non-invasive method of functional examination of electrical activity of the CNS. Summation signals from neurons are sensed by electrodes from the surface of the scalp. The problem is that by passing through the relatively poorly conductive calf, the amplitude of the signal is attenuated to a level of the order of tens of microvolts. Given that the EEG signal is created as a result of the weighted summation of the activity of an extremely high number of neurons, we are no longer able to distinguish the individual action potentials of cells in the EEG signal, as, for example, in EMG. At first glance, the typical course of the EEG therefore has a rather irregular and chaotic course, in which we are sometimes able to see waves with a certain periodicity. The most famous is alpha activity with a frequency of about 12 Hz, which we observe in adults in the occipital region of the head when the eyes are closed. Slower frequencies ( theta and delta ) can be a pathological symptom in the awake state in adults. During sleep, on the other hand, they are an identifier of different sleep stages, which is used in sleep laboratories; in children, these frequencies may be a measure of CNS maturity .

The so-called 10/20 system (read ten-twenty ) is used as a standard for the distribution of electrodes on the surface of the lbi, the name of which originated from the method of measurement, where the circumference of the head is divided into sections of 10% and 20%. In an analogous way, the measurement takes place in the remaining two perpendicular planes, the result of which is a network of points, reminiscent of the intersections of the meridians and parallels on the globe, according to which the electrodes are then placed in standard places. The electrodes placed most in front are called prefrontal, behind them there are a number of frontal electrodes , followed by central electrodes , then parietal electrodes and the most posterior are occipital electrodes. We place temporal electrodes on the sides.

EEG uses both basic electrode connections (see section 5.4), unipolar and bipolar. In the case of bipolar connection, we also differentiate according to the direction in which the chains are created, longitudinal (front-back direction) and transversal (left-right direction), or their combination.

Electrocardiography (ECG) [ edit | edit source ]
Given that ECG examination often serves as a model example of biosignal examination and as such is also part of biophysical practices, we will deal with it in a separate chapter 6 .

Evoked Potential
Evoked potentials usually mean the response of the CNS to stimulation of receptors by external stimuli. We have already discussed the mathematical model of evoked potentials in the theoretical part (section 2.4). It is essentially a problem of identifying dynamical systems by introducing artificial stimuli (most often a series of Dirac or other impulses) at their input. According to the physical nature of the stimuli, we most often distinguish EPs (evoked potentials):


 * VEP (Visual EP)
 * AEP (Acoustic EP)
 * SEP (Somatosensory EP, somtosensory EP) – stimulation of peripheral nerves by electrical stimuli

We usually further divide these potentials according to their duration into short, medium and long. This latency is given by the place of their origin. The first wave, which we register with a delay of about 1ms, usually originates directly in the sensory organ (in the cochlea of ​​the inner ear - cochlear EP, or on the retina of the eye - ERG = ElectroRetinoGram). We register several other short-latency waves in a time horizon of up to 10 ms. Thus, for example, during acoustic stimulation, these waves are generated in the nerve ganglia of the brain stem, that is why we call them stem potentials - BAEP(Brainstem Acoustic EP). As the nerve signals continue to progress, we record EPs with medium latency on the order of tens of ms, and finally we register EPs with long latency on the order of hundreds of ms, arising as a response of the cerebral cortex.

Neurologists, for example, mark evoked potentials in the above manner. If similar methods are used by an ear doctor to examine hearing, then they call it objective audiometry - ERA (Evoked Response Audiometry) or BERA (Brainstem ERA). We see that basically identical investigative methods can be called differently according to the purpose for which they are used.

The vector nature of the investigated signals
When investigating biosignals from whole organs or their parts, we are usually interested not only in their time course, but also in their spatial distribution and spatial changes, or the projection of this distribution on the surface of the organ or body. We provide such an examination by using a smaller or larger number of electrodes. The obtained signal then consists of several components, and these can be considered as components of a time-varying vector. Obviously, each such component requires its own entire transmission chain or channel. While some twenty years ago 3-channel ECG (later 6-channel) and four or eight-channel EEG devices were still used, nowadays the standard is 12-channel ECG and at least 16- or rather 21-channel EEG; 32-, 64- or even 120-channel devices are no exception.

In the case of ECG, for historical reasons, leads are spoken of instead of channels, which can sometimes lead to misunderstandings if one imagines one wire from an electrode under one lead, when one should imagine one pair of wires; although in the case of a 3-channel ECG, using 3 electrodes, such confusion is quite understandable. However, in this case of a triangle connection, each lead is represented by one side of the triangle, not a vertex. It is a particularly depraved trick of geometry that every triangle has not only three angles but also three sides, and each side has one pair of adjacent vertices.

Polygraphic record
The term "polygraphy", which we all use in connection with the bookbinding industry, has a completely different meaning in the medical clinic: it is a simultaneous recording of biosignals of different (physical) nature .

A typical representative is sleep polygraphy, used in sleep laboratories for sleep research and/or for the diagnosis of sleep disorders. As is known, during sleep it is possible to identify its various stages, characterized not only by changes in the EEG recording (e.g. the so-called stage of synchronous sleep, named after the synchronicity of EEG waves, generalized in different channels), but also by e.g. eye movement (REM phase of sleep - Rapid Eye Movements (characterized by rapid eye movements), limb movements and other motor activities (not to mention sleepwalking), changes in muscle tone, speed and depth of breathing, making various sounds, changes in heart rate, blood flow to the skin and thus surface temperature, as well as changes in basal body temperature, sweating, changes in skin resistance, intestinal peristalsis, activation of the vegetative nervous system, blood supply to the genitals, etc., etc. If we want to register such changes as comprehensively and as thoroughly as possible, all that remains is for us to have at our disposal a dedicated special channel for each observed quantity, equipped at its input with a special converter (sensor). Leaving aside the sleep quality of the person under investigation, glued with a number of different sensors and tied to the apparatus with dozens of cables, the important thing is that we have demonstrated the essence of the polygraphic recording with a suitable example. The essence is that the investigated biosignal is made up of a time-varying vector whose components are physically incommensurable quantities (which can be simultaneously recorded on one wide strip of paper or just on a computer disk for further processing). plastered with a number of different sensors and tied to the apparatus with dozens of cables, the important thing is that we demonstrated the essence of polygraphic recording on a suitable example. The essence is that the investigated biosignal is made up of a time-varying vector whose components are physically incommensurable quantities (which can be recorded simultaneously on one wide strip of paper or just on a computer disk for further processing). plastered with a number of different sensors and tied to the apparatus with dozens of cables, the important thing is that we demonstrated the essence of polygraphic recording on a suitable example. The essence is that the investigated biosignal is made up of a time-varying vector whose components are physically incommensurable quantities (which can be recorded simultaneously on one wide strip of paper or just on a computer disk for further processing).

In a certain sense, the opposite of sleep laboratories are stress laboratories, which examine the organism in moments of its maximum strain. What they have in common with sleep laboratories is that even in this case we are dealing with polygraphic records, where, first of all, the ECG is registered continuously during the entire sports performance, and with it, as a rule, respiration together with a continuous analysis of exhaled gases (O 2, CO 2 content) and other quantities monitoring the current state of the organism. Unlike sleep laboratories, they are not equipped with a bed for the examinee to sleep on, but with various (expensive) sports equipment that we would expect in exclusive gyms: tilting moving sidewalks, exercise bikes, etc., speed of movement, power achieved. These examinations are intended both for top athletes, and for health monitoring in professions that require reliability during extreme performance (firefighters, professional army, special forces units), and occasionally also for patients whose health condition deteriorates in connection with physical stress. .

In contrast to physical performance, psychological performance is monitored in psychophysiological laboratories in correlation with its biological manifestations (EEG, glucose utilization in various parts of the brain, ECG, skin resistance, respiration, etc.) during the solving of various intellectual tasks, or various emotional loads. The instrumentation is again similar equipment for polygraphic recording, supplemented by various special panels and test equipment. Currently, instead of specially designed panels with different buttons, etc., various programs and situations simulated using a regular personal computer are advantageously used to solve individual tasks.

The basis of sexological polygraphy it again consists of polygraphic equipment, supplemented with special sensors that measure blood flow, temperature, volume changes, etc. in the areas of the genitals (phalloplethysmography). Projection of various erotically oriented scenes, images, sounds, texts, etc. serve as stimulation signals. Evaluation is carried out by quantitative evaluation of the correlation of measured biosignals depending on the nature of the stimuli presented. In addition to the diagnosis of functional sexual disorders, it is also used for forensic purposes and for the diagnosis of sexual deviations. The implementation of maximally objective methods is dictated here in particular by the requirement to draw up a strictly independent expert opinion, as a result of which the judiciary can decide on the order of treatment, the necessity of isolation, the degree of guilt, the possibility of correction and the appropriate punishment of the accused.

In addition to the differences that we have presented in the given examples, there are common principles for all such investigative apparatuses, which are the subject of the following chapter.

Examination apparatus
After a theoretical explanation and a few examples of clinical use, we will get a little more concrete about the situation we encounter when examining arbitrary signals or biosignals. One part of the transmission system is the system under investigation - in the given case, the patient's organism or some of its organs and parts (subsystems). The second (artificial) part of the entire system is the examination apparatus. In the previous chapters 3 and 4, we dealt with the generation and passage of the biosignal through the investigated organism. In this chapter, we will monitor the biosignal, which is sensed from the patient's body and transmitted to the apparatus, where it undergoes controlled processing. However, even though in the first case it was the passage of a signal through a living organism, and now the signal continues its journey through a constructed device, the same rules and regularities apply to it that we discussed in the first theoretical chapters 1 and 2.

Passage of the biosignal through the apparatus
It must be remembered that the patient, connected to the apparatus, in the presence of the examining staff and the entire environment of the examination room or laboratory, co-create a single system of interacting parts during the examination, and each of these parts participates in its own way in the outcome of the entire complex process. We can never reliably estimate to what extent and in what way the effect of all considered and unconsidered influences is reflected on the examination result, and it can only be our effort that the examination results depict the current state of the examined person or specimen as faithfully as possible. In order to succeed in practice, it is necessary not only to precisely and reliably master the clinical routine and gain the necessary personal experience, but in parallel with habitual stereotypes, it is necessary to maintain the most accurate idea of ​​what is going on in the examination room. Biosignals have the characteristic that they are usually not very visible during their course and often appear only at the output of the entire chain, as a result of often complex transmissions, interactions and transformations. It depends very much on the wit and good mutual communication of both the person who prepares and performs the entire examination, as well as the one who processes, interprets the examination results and based on them establishes a diagnosis - whether it is the same person, a well-coordinated team or the participants of this they don't even know the process and communicate only purposefully through paper or electronically transmitted messages. Not only every mistake, but also every non-optimality can take revenge, for example by mistaking an artifact for a biosignal or overlooking an important symptom hidden in the noise. as a result of often complex transfers, interactions and transformations. It depends very much on the wit and good mutual communication of both the person who prepares and performs the entire examination, as well as the one who processes, interprets the examination results and based on them establishes a diagnosis - whether it is the same person, a well-coordinated team or the participants of this they don't even know the process and communicate only purposefully through paper or electronically transmitted messages. Not only every mistake, but also every non-optimality can take revenge, for example by mistaking an artifact for a biosignal or overlooking an important symptom hidden in the noise. as a result of often complex transfers, interactions and transformations. It depends very much on the wit and good mutual communication of both the person who prepares and performs the entire examination, as well as the one who processes, interprets the examination results and based on them establishes a diagnosis - whether it is the same person, a well-coordinated team or the participants of this they don't even know the process and communicate only purposefully through paper or electronically transmitted messages. Not only every mistake, but also every non-optimality can take revenge, for example by mistaking an artifact for a biosignal or overlooking an important symptom hidden in the noise. interprets and based on them makes a diagnosis - whether it is the same person, a coordinated team, or the participants in this process do not even know each other and communicate only purposefully through paper or electronic messages. Not only every mistake, but also every non-optimality can take revenge, for example by mistaking an artifact for a biosignal or overlooking an important symptom hidden in the noise. interprets and based on them makes a diagnosis - whether it is the same person, a coordinated team, or the participants in this process do not even know each other and communicate only purposefully through paper or electronic messages. Not only every mistake, but also every non-optimality can take revenge, for example by mistaking an artifact for a biosignal or overlooking an important symptom hidden in the noise.

The critical boundary of the entire investigative system is precisely the boundary between the person under investigation and the apparatus. It can remind us of the membrane of a cell: the effort is to let the maximum of important information pass through and avoid as many disturbing influences as possible. At least half of the entire "science" of biosignals revolves around artifacts, which here (as opposed to artistic artifacts) are an extremely confusing and undesirable phenomenon. Experience and manual dexterity are just as important as intellectual proficiency: you can't think too long about Ohm's law and Kirchhoff's laws in the ambulance, you have to have them "in your blood".

During the transition from the patient to the apparatus ,the biosignal often changes its character. That's why we have to pay him due care right at his entrance, during the acquisition. The signal here is often weak, not yet amplified, particularly prone to breakdowns and various interference. Most of the artifacts are created here, during the conversion or on the electrodes. What we neglect during the acquisition, we hardly try to make up for it with more self-sophisticated a posteriori processing. At least a basic knowledge of all the physical phenomena that can interact with each other is essential. (The whole examination can be slightly invalidated, e.g. due to the high transient resistance of the electrodes, which must be remeasured and reduced in an appropriate way - by thoroughly cleaning and degreasing the skin, using contact gel, etc.)

Converters of physical quantities
In the introduction, we mentioned that biosignals, as well as signals in general, can have a different physical nature - electrical, mechanical, thermal, chemical, etc. However, for their further processing, it is expedient to convert them to a "common denominator", i.e. to one common physical size. At the present time, when electronic devices are at a very high technological and price-acceptable level, it has become a rule that signal processing takes place in electronic form, where the relevant physical quantities are electric voltage, electric current, electric resistance, frequency, etc. Non-electrical quantities that we want to monitor, we usually have to convert at the beginning of the analog transmission chainin some way to electric. Devices that mediate such a conversion are generally called transducers or sensors, or converters , sensors , detectors , etc. In some cases, it is more advantageous to carry out the conversion between different quantities gradually , e.g. we register the mechanical change optically and then convert the light signal into an electrical signal.

In the following overview, we will show some typical examples of the use of such converters.

Sensors of mechanical quantities
Position Sensors


 * contact
 * electrical switches, switches, etc.
 * precision potentiometer: same principle as variable resistance (potentiometer)
 * capacitive sensor: principle as for a variable capacitor (the mutual position of the plates changes) or the position of the dielectric (can also be used as a level gauge)
 * electrolytic: the size of the wetted surface of the electrodes changes (typically: level gauge)
 * induction sensor: principle: the relative position of the parts of the winding changes, or the coil core moves, the short winding, magnetic shielding, or the different windings that make up the transformer move relative to each other
 * optical sensor: the light source, mirror, aperture, filter, reflective surface (as with an optical mouse) moves, etc.
 * acoustic sensor: the transit time of an acoustic (usually ultrasonic) signal is measured
 * dipole: an electric dipole rotates in the environment of the electrolyte (e.g. the eyeball)
 * camera system: a video camera captures the scene, which is evaluated by computer
 * dynamic imaging methods some imaging methods (X-ray, CT, sonography, etc.) make it possible to take a number of images in rapid succession and thus to observe the dynamics of spatial changes, similar to a film.

Rotation angle sensors


 * similar in principle to position sensors
 * the angle of rotation is converted to a change of position or vice versa using pulleys, rods, toothed racks, screws, etc.
 * selsyn (inductive sensor – a design similar to two interconnected three-phase motors, where the rotation of one axis is electrically transmitted to the axis of the other selsyn)

Speed Sensors


 * they can be in principle the same as position sensors, the speed is derived by differentiating the signal with time
 * ultrasonic: the speed of approaching or moving objects changes the frequency of the received signal according to the Doppler principle
 * radar: again they use the Doppler principle (similar to what the traffic police use)
 * with the help of a pulley, it is converted into a rotary movement

RPM Sensors


 * contact: the cam on the shaft switches the contact
 * non-contact: capacitive, inductive, optical
 * similar to position sensors
 * alternator: works as an induction sensor, converting shaft revolutions into periods of induced voltage

Rotation speed sensors


 * similar to sensors of the number of revolutions or the angle of rotation, the speed is derived by derivation
 * tachometer: a rotating magnet excites eddy (Foucault) currents in the thread for a short time, and these cause a change in the moment of force, which is reflected by a change in the angle of rotation (like a tachometer in a car)
 * tachodynamo: an unregulated dynamo whose magnitude of the induced voltage is proportional to the speed of rotation

Volume Sensors (pletysmographs)


 * mechanical
 * it is converted into a change of position by transfer
 * capacitive
 * the examined organ, located near one electrode, acts as the second electrode of the capacitor

Force sensors (force meters)


 * spring: converts the magnitude of the force into a change in position according to Young's law of elasticity
 * piezoelectric: produces an electrical charge on a piezoelectric crystal

Pressure sensors (pressure gauges, manometers)


 * diaphragm deflection is converted to position or force measurements
 * capacitive: the dielectric constant (permittivity) of the compressed gas changes

Mechanical strain gauges (strain gauges)


 * resistive: the length and cross-section of the thin wire changes and thus its resistance
 * optical: optical anisotropy of a transparent material, e.g. plexiglass, is created by mechanical stress

Fluid flow sensors (liquid and gas flow meters)


 * with the help of various propellers and turbines, we convert it into rotary motion
 * ultrasonic (they monitor the movement of microparticles in a dispersed environment, e.g. in blood)

Examples of the use of sensors of position, speed and other mechanical quantities


 * detecting the position of the probe, e.g. in ultrasound diagnostics
 * intraoperative navigation
 * investigation of movement or mobility of the musculoskeletal system
 * investigation of eye movements during sleep, reading, etc.
 * investigation of the movement of internal organs, e.g. intestinal peristalsis
 * examination of heart activity (echocardiography)
 * monitoring the movement of the diaphragm
 * movements during seizures
 * stress tests
 * sports medicine
 * rehabilitation
 * nystagmography (investigation of the balance system)
 * dentistry (chewing)
 * examined the heartbeat in various organs
 * sexology (penile erection rate, vaginal contractions), respiratory function

Acoustic Sensors
Acoustic waves are mechanical waves, so we can use some of the principles of mechanical sensors mentioned above. The difference is in the higher frequency of the detected signals, either in the area of ​​audible sound (approximately 16 Hz to 20 kHz) or in the area of ​​ultrasound (from 20 kHz to tens of MHz)

We usually consider vibrations to be mechanical oscillations lying at the lower limit of audible sound, or below it (infrasound). In principle, we use similar sensors for sensing vibrations as for sensing sound or position, pressure, etc.

A microphone is a device commonly used to convert acoustic vibrations into electrical ones. The basic principle of the microphone is that air vibrations are transferred to mechanical vibrations of the diaphragm, which are further converted into electrical vibrations. We distinguish a microphone according to the physical principle used:


 * carbon: compressing the grains of carbon powder changes the transition resistance between them; used in old phones, not very good quality
 * crystal: principle of piezoelectric crystal
 * capacitor: the membrane forms one electrode, a second, fixed one is placed near it; the dielectric is the air gap between them.
 * dynamic: an oscillating coil is attached to the membrane, moving between the poles of a permanent magnet, in which a voltage proportional to the speed of movement is induced. For ultrasound sensing, we use transducers that work on the reverse principle than the transducers designed to generate ultrasound. In some cases, the same transducer can be used for generating and sensing ultrasonic waves. Piezoelectric transducers are most often used.

We usually process ultrasonic frequencies using crystal grinding machines, which work on the piezoelectric principle.

Temperature sensors
In its physical essence, temperature is also the mechanical oscillation of particles (molecules of a substance), but at such frequencies that the above-mentioned converters are useless for this purpose by themselves. We use thermometers or temperature sensors to measure the temperature. Temperature is a typical intensive physical quantity, which therefore cannot be measured directly; instead, we use the temperature dependence of different materials. "Classic" thermometers use the expansion of materials, which subsequently causes a mechanical change, and this can already be processed with the above-mentioned converters. This is mainly  a thermometer :


 * liquid: a change in the volume of a liquid, mostly mercury, manifested by a change in the height of the mercury column, which can already be sensed by contact (Vertex thermometers), optically, etc.
 * gas: temperature changes cause pressure changes, registered by a pressure sensor
 * vapour: structurally similar to gas, but it is not a volume expansion of the gas, but a change in the pressure of saturated vapors, i.e. an equilibrium state between two phases.

Thermometers working on these classical principles are, however, replaced in practice by much simpler and more reliable thermometers that convert the temperature directly into an electrical signal :


 * resistive: the resistivity of the material is temperature dependent
 * thermistor: a thermistor is a semiconductor element with a significant thermal dependence

The above thermometers require that they be in close thermal contact with the measured environment. On the other hand:


 * IR sensors take advantage of the fact that every body emits some thermal (infrared) radiation; its temperature can be determined non-contact by sensing this IR radiation using infrared phototransistors or photodiodes. The temperature distribution on the monitored surface can be monitored with an infrared camera (thermal imaging).

Use of temperature sensors


 * measurement of body temperature in various places on the surface and in the depth of the organism
 * ambient temperature measurement
 * air or bath
 * measurement of exhaled air temperature
 * temperature measurement of applied solutions, served drinks and food
 * virtually all biochemical reactions are accompanied by changes in temperature; by registering its progress over time, the dynamics of these reactions can be monitored
 * it is also the simplest and least burdensome way to monitor respiratory function compared to, for example, a plethysmograph or a flow meter, if we do not require measuring exact volumes of inhaled and exhaled air

Optical sensors
In modern times, we most often use semiconductor elements:


 * phototransistors and photodiodes: change electrical resistance depending on illumination
 * photocells: produces electrical voltage
 * CCD elements: sensing elements of video cameras and digital cameras, allows to capture an image
 * Vacuum components:
 * photon: the principle of the external photoelectric effect
 * photomultiplier: allows to register the weakest light intensities

Composite devices


 * colorimeter: it can, for example, contain several sensors sensitive to different wavelengths of light; therefore, it can detect the different representation of its components, hence the color and its changes
 * spectrophotometer: light is split into a spectrum using a prism or a diffraction grating and its intensity is measured as a function of wavelength

Photographic Techniques
Images taken using traditional photographic methods can then be processed using a photometer or digitized using a scanner.

Use:


 * a large part of other physical quantities is advantageously first converted to the measurement of optical quantities (see above)
 * possibility of non-contact sensing, lower failure rate than mechanical contacts and other moving parts. We use visible or infrared radiation.
 * measurement of luminescence of some organic substances

Extinction measurements
Extinction means absorption of light. In order to measure extinction, in addition to the light detector, we also need its source. As light sources we use:


 * light bulbs
 * discharge lamps
 * LEDs (Light Emitting Diode)
 * laser diodes
 * lasers

Sometimes we are also interested in the dependence of the extinction coefficient on the wavelength of the transmitted light. in that case, we either gradually change the wavelength of the monochromatic light source (with a monochromator, filters, different colored LEDs, etc.) or we irradiate the sample with a composite spectrum (eg white) and use a colorimeter for detection.

Use:


 * plethysmography: the change in tissue volume can be registered as a change in the intensity of the transmitted light
 * e.g. for monitoring the pulse on the finger while monitoring vital functions
 * a large part of biochemical reactions is accompanied by changes in extinction (color changes) or other optical properties. By measuring absorption in the infrared region, we can measure e.g. CO 2 concentration in blood and tissues ( capnometer ).

Ionizing radiation detectors
The detection of ionizing radiation is discussed in detail in scripts [5]. We mention it at this point in the context that temporal changes in the intensity of ionizing radiation arising in an organism or passing through an organism can also be understood as a biosignal. Of the detectors, we are mainly interested in those whose output is in the form of an electrical signal, e.g. a photomultiplier or a scintillation detector in conjunction with a photomultiplier etc. The radiation captured on the photographic material can then be processed photometrically or with the use of a scanner.

Electrodes
If the biosignal is essentially electrical, it is usually not necessary to use any of the above-mentioned converters. Electrodes remain the basic method of sensing biosignals from the patient. Although the use of an electrode may seem relatively straightforward and easy compared to various complex transducers of non-electric quantities, the opposite is true. The demands on the quality of the used electrodes are often extreme, and although the purchase price of the electrodes may seem negligible compared to expensive equipment, it is not worth saving too much here.

The electrode is a part of the apparatus, mediating the passage of electric current between the patient and the apparatus. As such, it comes into direct contact with the patient's body and therefore its material and construction are subject to strict requirements.

Electrodes can be divided according to various criteria. We will list here only the most basic methods of division and the most common variants.

Purpose


 * diagnostic
 * therapeutic

(In this section on biosignals, we will focus mainly on electrodes for diagnostic devices.)

According to the function and direction of signal passage


 * sensing (lead the signal from the patient to the apparatus)
 * stimulating (lead the signal from the apparatus to the patient's body)
 * auxiliary (shielding, grounding, protective, etc. ensure or improve other examination conditions)

Material


 * metal (silver, platinum, gold, stainless steel, various alloys, etc.)
 * non-metallic (glass capillaries, filled with electrolyte)

Face


 * flat (disc, cylindrical, strip, etc.)
 * needles

Shape and location


 * superficial (usually superficial, they are in contact with the surface of the skin)
 * needles (penetrate under the skin to muscles and other organs)
 * special (introduced in certain places – on the cornea, in the vagina, in the rectum, in the esophagus, on the surface of the dura (meninges), subdural electrodes, etc.)

(according to the location of the electrodes mentioned above, we also divide the examination into invasive and non-invasive)

According to the number of electrically isolated parts - especially for needle electrodes


 * monopolar (they are connected with a single-core cable, they work as active or reference)
 * concentric – the active electrode is placed inside a hollow needle, the outer surface of which serves as a reference electrode.
 * bipolar (two wires right next to each other, one works as active and the other as reference, the potential difference between them is sensed)
 * multiple, multi-lead (contain a large number of sensing surfaces)

According to the number of uses


 * one-use only
 * for repeated use

According to the method of attachment


 * held (e.g. by rubber straps)
 * self-adhesive
 * absorbent

According to the time of application


 * short-term (for one examination)
 * long-term (e.g. all-day and multi-day)

Differential Amplifier
The electrical potentials sensed by the electrodes have a very low amplitude : for example, in the EKG it is a voltage of the order of millivolts, in the case of an EEG the voltage is about 100 times lower, in the order of tens of microvolts ; for evoked potentials, the useful signal is measured in microvolts. Such low voltages must first be amplified so that they can be further processed.

A problem closely related to the low amplitude of monitored signals is the noise problem. In today's industrialized society, we live in an environment filled with "electromagnetic junk" of all kinds; they are transmitted not only by television and radio transmitters and mobile phones, but also by computers and virtually any electrical line. In the hospital environment, the use of a whole range of other electrical devices adds to this ballast - electrotherapy, operating rooms, anesthesiology-resuscitation departments, X-rays and other imaging techniques, etc., etc. are constant sources of electromagnetic interference.

In the past, it used to be the rule that e.g. EEG devices were placed in Faraday cages : originally it was a cage made of wire mesh or wire mesh with carefully electrically connected connections and a ground that serves as a shielding cover. The Faraday cage can also be solved by placing a grounded wire mesh on or under the plaster. Currently, the use of such building modifications is limited due to financial costs. Therefore, it is necessary to minimize induced interference voltages, both by the design of the device and by careful positioning of the electrodes on the patient's body.

An input amplifier is used to amplify small signals. One way to minimize the effect of interference is to use an input amplifier in a differential circuit, a differential amplifier for short, to amplify low signals. It is a sensitive amplifier with high voltage gain and two inputs, one direct ( active ) and the other inverted ( reference ). A differential amplifier works by amplifying the voltage difference (difference) between the two inputs: it subtracts the voltage at the reference input from the voltage at the direct input and then amplifies only the resulting difference. One point of this connection is that if a signal from the electrodes is applied to both inputs, and an equally large interfering voltage is induced at both inputs, then this interfering voltage will subtract from each other and will not show up at the output of the amplifier.

Zapojení elektrod, svody
Druhým důsledkem použití diferenciálních zesilovačů je fakt, že na jeden zesilovač se dvěma vstupy takto můžeme připojit dvě elektrody. Například při invazivním vyšetření EMG používáme koncentrickou jehlovou elektrodu, sestávající ze dvou vodivých částí: v duté jehle, podobné injekční jehle, je umístěn izolovaný drátek; obnažený konec tohoto drátku funguje jako jedna elektroda (aktivní), která se připojí na přímý vstup diferenciálního zesilovače, zatímco vnější povrch jehly funguje jako elektroda referenční, která se připojuje na invertovaný vstup. Tím pádem na výstupu zesilovače dostáváme zesílený signál, úměrný okamžitému rozdílu potenciálů mezi nepatrnou plochou aktivní části elektrody a jejím okolím, tvořeným dutou jehlou. Tímto způsobem můžeme snímat signály z velice omezeného okolí (zlomek kubického mm) špičky jehlové elektrody. Signál z takové elektrody se vede po přístroje stíněným kablíkem, kde jádro kablíku vede signál od aktivní elektrody a stínící plášť vede signál elektrody referenční; tímto způsobem se ani během přenosu signálu od elektrody k zesilovači nemohou k signálu přimísit rušivá napětí.

V případě použití povrchových elektrod (např. při neinvazivní EMG) musíme použít takové elektrody minimálně dvě: jednu aktivní, kterou připojujeme k přímému vstupu, a referenční, kterou připojujeme ke vstupu invertovanému. (Při použití jednoduchých kablíků zde hrozí nebezpečí, že se do smyčky, která se v prostoru mezi nimi vytvoří, naindukují nežádoucí rušivá napětí, proto je dobré vést tyto přívody co nejblíže k sobě.) Tímto způsobem zesilujeme napěťový rozdíl v místě mezi oběma elektrodami: typicky tak získáváme sumační potenciál z velkého množství nervových či svalových buněk.

Bipolární zapojení
Zajímavá situace nastane, pokud chceme souběžně registrovat signál z většího počtu elektrod. Pak potřebujeme, aby byla naše aparatura vybavena větším počtem diferenciálních zesilovačů. Jedna možnost je, připojovat ke vstupům diferenciálních zesilovačů elektrody po párech; takovéto zapojení elektrod se nazývá bipolární a je charakteristické právě tím, že zesiluje rozdíl mezi dvěma „rovnoprávnými“ elektrodami. Při tomto řešení bychom však pro každý zesilovač potřebovali dvě elektrody, tj. dvojnásobné množství elektrod oproti zesilovačům.

Proto se zde nabízí řešení, které použil Einthoven u svého EKG přístroje: tři elektrody, umístěné na tři končetiny, si představil jako vrcholy pomyslného trojúhelníka, jehož strany vytvářely vektory rozdílových napětí, které vedl ke galvanometru (v době, kdy ještě neexistovaly zesilovače, tak dvě svorky galvanometru ukazovaly napěťový rozdíl mezi nimi). Tak ze tří elektrod (R=pravá ruka, L=levá ruka, F=levá noha) získal tři možnosti připojení galvanometru, kterým se v případě EKG říká svody – jsou to kombinace L-R, F-R, F-L (nazývané I., II., a III. Einthovenův svod). I když Einthoven zapojoval takto galvanometr postupně (byl to drahý přístroj, měl zprvu jen jeden), v principu je možno takto zapojit galvanometry (či diferenciální zesilovače) ke třem elektrodám tři najednou, a pořád se jedná o bipolární zapojení.

Takovéto bipolární zapojení je možno použít i při jiných vyšetřeních, např. EEG, kde používáme několik desítek elektrod, rozmístěných po povrchu skalpu. Společný princip tohoto zapojení je v tom, že jedna elektroda je připojena zároveň na dva vstupy různých (sousedních) zesilovačů; tímto způsobem mohou vznikat nejen uzavřené cykly (jako v případě Einthovenova trojúhelníku), ale i otevřené řetězce. Přitom ale vždy platí, že je zesilován potenciální rozdíl mezi dvěma sousedními elektrodami.

Unipolární zapojení
Někdy nám však nestačí sledovat jen rozdíl mezi dvěma sousedními elektrodami, ale zajímal by nás průběh signálu pod tou kterou elektrodou. Pokud tuto elektrodu připojíme k přímému vstupu, kam zapojíme zbývající referenční vstup? Odpověď je možná zásadně dvojí: Buď použijeme jednu elektrodu, kterou umístíme někam mimo ostatní aktivní elektrody, a to bude společná referenční elektroda pro vzájemně spojené referenční vztupy všech diferenciálních zesilovačů. Anebo si uměle vytvoříme nějaký elektricky „neutrální“ bod, například tím, že všechny aktivní elektrody propojíme přes stejně velké rezistory do jednoho bodu, kde se tím pádem (na stejném principu superposice, jakým se vytváří např. sumační potenciál) vytvoří aritmetický průměr potenciálů ze všech elektrod. (Stejně velké velikosti rezistorů zajišťují stejně velké váhy u tohoto váženého průměru – jak jsme si vysvětlili v oddílu 2.2.) V případě EKG se takovémuto elektrickému středu rovnoramenného trojúhelníka říká Wilsonova svorka. Potom signály z jednotlivých aktivních elektrod vytvářejí vektory, které všechny vycházejí z tohoto jednoho společného středu do vrcholů trojúhelníka (Goldbergovy svody).

Tento princip se opět využívá i při jiných vyšetřeních, např. EEG, kde se jednotlivým svodům ovšem neříká Goldbergovy, ale hovoříme prostě o unipolárním zapojení.

Kanály
Výstup příslušně zapojeného zesilovače (ať už se jedná o bipolární či unipolární zapojení anebo signál nějakého snímače, čidla apod.) se nazývá kanál. Kanál propouští už jen jeden biosignál, ať se jedná o jeden svod EKG nebo o něco jiného. V principu to znamená, že pro každý kanál potřebujeme jeden vstupní zesilovač. Kolika kanály je aparatura vybavena, tolik různých signálů může sejmout a zpracovat. Během postupu signálů jednotlivými kanály je možné signály v elektrické podobě různým způsobem upravovat. Typickou záležitostí je použití nastavitelných filtrů.

Filtry
Kmitočtové filtry jsou příkladem lineárních dynamických přenosových soustav, jak jsme o nich hovořili v oddíle 2.4 a proto na tomto místě využijeme znalosti o přenosových charakteristikách, probíraných v oddíle 2.5.

Např. po pásmovém filtru požadujeme, aby přenášel frekvence v daném rozsahu propustnosti (ve frekvenčním pásmu, vymezeném mezními frekvencemi f1, f2) pokud možno bez zeslabení signálu (rovná amplitudová charakteristika v tomto pásmu propustnosti) a naproti tomu aby všechny ostatní frekvence odfiltroval:

A(f) = 1 pro f1 <= f <= f 2(41a)

A(f) = 0 pro f < f 1 anebo f2 < f (41b)

V opačném případě filtr, který propouští všechny ostatní frekvence kromě některých v zadané oblasti, nazýváme výřezovým (notch) filtrem:

A(f) = 0 pro f1 <= f <= f 2(42a)

A(f) = 1 pro f < f 1 anebo f2 < f (42b)

Amplitudové charakteristiky takových filtrů by byly v ideálním případě obdélníkové, měly by tvar obdélníků se strmými hranami, ležících na spodní a horní mezní frekvenci filtru. Podobně by tomu bylo u dolnofrekvenční a hornofrekvenční propusti:

Dolnofrekvenční propust je takový filtr, který propouští jen ty frekvence, které jsou nižší než mezní frekvence filtru f0, zatímco všechny signály s vyšší frekvencí zadržuje:

A(f) = 1 pro f <= f 0(43a)

A(f) = 0 pro f0 < f (43b)

Naproti tomu hornofrekvenční propust propouští všechny frekvence vyšší a zadržuje ty nízké:

A(f) = 0 pro f < f 0(44a)

A(f) = 1 pro f0 < f (44b)

Ve skutečnosti však nedosahujeme takto ostrých charakteristik s ideálně strmými hranami, proto je důležitou vlastností filtrů jejich strmost, udávaná nejčastěji počtem decibelů na oktávu; tak například hornofrekvenční propust s útlumem 6 dB/okt sníží napěťovou amplitudu signálu s polovičním kmitočtem, než je mezní kmitočet filtru, přibližně na polovinu, se čtvrtinovým na čtvrtinu atd.

Jednoduché elektrické filtry
Jako jednoduchý filtr pro jednu frekvenci můžeme použít LC obvod, složený z cívky a kondenzátoru. Na místě hornofrekvenčních a dolnofrekvenčních filtrů můžeme použít kombinace odporů a kondenzátorů (RC obvody).

Jednoduchý RC filtr, zapojený jako dolnofrekvenční propust, propouští nízké kmitočty, zatímco vysoké tlumí se strmostí 6 dB/okt. Takovému filtru také říkáme integrační článek, protože napětí na kondenzátoru je dáno integrálem proudu, kterým je nabíjen. Naproti tomu jednoduchý RC filtr v zapojení hornofrekvenční propusti naopak propouští vysoké kmitočty a nízké tlumí se strmostí 6 dB/okt. Takovému fultru říkáme také derivační článek, protože proud, procházející kondenzátorem, je úměrný derivaci průběhu napětí, které je na něj přiložené.

V obou případech nás zajímá mezní frekvence, při které se začne projevovat účinek daného filtru (amplitudová charakteristika začne klesat na jednu či na druhou stranu). Tuto frekvenci spočteme jako reciprokou hodnotu časové konstanty RC článku:

f0 = 1 / τ [Hz; s] (45)

Časovou konstantu spočteme jako součin odporu a kapacity

τ = R. C [s; Ω, F](46)

Fyzikální význam časové konstanty pochopíme, pokud daný článek považujeme za přenosovou soustavu, na jejíž vstup přivedeme skokové vstupní napětí a budeme sledovat průběh napětí na jeho výstupu. V obou případech bude mít výstupní signál exponenciální průběh. V případě integračního článku bude výstupní napětí stoupat podle vztahu

uvýst(t) = U. (1 – exp(-t/τ))(47a)

tj. za dobu t = τ vystoupá na 1 – 1/e (tj. 63%) hodnoty vstupního napětí.

V případě derivačního článku výstupní napětí bude výstupní klesat podle vztahu

uvýst(t) = U. exp(-t/τ)(47b)

tj. za dobu t = τ poklesne až na 1/e (tj. 37%) hodnoty vstupního napětí.

Skokové napětí se obecně používá jako kalibrační signál u vyšetřovacích přístrojů (EKG, EEG a dalších). Výstupní signál se zapisuje na papír anebo zobrazuje na obrazovku. Z průběhu křivky pak můžeme usuzovat na průběh přenosové charakteristiky celého zařízení (jak jsme probírali v oddíle 2.5), případně odhadnout a ověřit nastavení filtrů.

Výkonové zesilovače, zapisovací zařízení
Po výstupu z filtrů je biosignál v tradičních aparaturách zesílen výkonovými (neboli výstupními) zesilovači, jejichž výstup má dostatečný výkon na pohybování pisátek v záznamovém zařízení. Záznamové zařízení je tradičně tvořeno válcem s navinutým rastrovaným papírem a mechanikou, která posouvá papír konstantní rychlostí jedním směrem (ven z přístroje). Po papíře se ve směru kolmém na směr pohybu papíru pohybují pisátka, jejichž okamžitá výchylka odpovídá okamžité velikosti biosignálu v příslušném kanálu (pisátek je zpravidla stejný počet, jako je počet kanálů). Tímto postupem dochází k tomu, že se biosignály, proměnlivé v čase, zapisují na pohyblivý papír a vykreslují tam graf příslušné funkce. Tím pádem je časově proměnlivý signál fixován do časově stálé křivky na papíře a může sloužit jako předloha pro vyhodnocení příslušným specialistou.

Důležitá jsou měřítka všech os zobrazených grafů. Časová (zpravidla vodorovná) osa je pro všechny grafy společná a je daná rychlostí posunu papíru. Časový interval mezi dvěma událostmi, zachycenými na papírovém pásu, měřený v sekundách, získáme, vydělíme-li tuto vzdálenost, odměřenou např. v mm, rychlostí posunu papíru, udanou v mm/s. Pro pohodlné odečítání již rastrování papíru odpovídá určitým okrouhlým časovým intervalům.

Protože z historických důvodů každá vyšetřovací metoda používá vlastní standardní rychlosti posunu papíru, jsou také příslušné papíry jinak rastrovány a není dobré je zaměnit, i kdyby náhodou rozměrově zaměnit šly. Tak například zatímco při vyšetřování EKG je základní rychlost posunu papíru 5 cm/s a odvozenými rychlostmi jsou dvojnásobek nebo polovina, činí základní rychlost posunu u EEG 3cm/s. Proto se také časový rastr u EKG a EEG papíru musí lišit.

Nezávisle proměnnou na zaznamenaných grafech jsou velikosti sledovaných biosignálů. Jejich zobrazená velikost ovšem závisí na nastaveném celkovém zesílení i na vlastnostech pisátek. Proto bývá nutné před vyšetřením (nebo alespoň občas) přístroj kalibrovat, tj. při zavedení kalibračního (zpravidla obdélníkového) signálu o známé velikosti zkontrolovat, jak se zobrazuje na papíře. Také je nutno poznamenat, že zatímco časové měřítko je z principu pro všechny křivky společné, jejich napěťová aj. měřítka se mohou vzájemně lišit.

V případě elektrických biosignálů je konstanta zesílení zpravidla udávána v mm/mV nebo v mm/mV. V případě jiných než elektrických biosignálů (např. při polygrafickém záznamu) je pak tato převodní konstanta udávána v příslušných jednotkách – např. při snímání tlaku to bude např torr/mm, Pa/mm apod.

V posledních letech zápis biosignálu na papír stále více ustupuje tzv. bezpapírovému (paper-less) způsobu záznamu, kde se pro sledování biosignálů používá často osobní počítač, vybavený jen nějakým příslušným vstupním zařízením. Problému, jak se analogový signál konvertuje do digitální podoby, je věnována následující kapitola. Co se týká výstupu, je biosignál zpravidla zobrazován přímo na obrazovku počítače a v případě potřeby je možno jej vytisknout i na tiskárně počítače. Mohlo by se pak zdát, že tako kapitolka o záznamu na papír je již neaktuální. Není tomu tak, protože zde uvedené principy zůstávají zachovány i při všech ostatních způsobech zobrazování a navíc zápis biosignálů na pohyblivý papír je z pedagogického hlediska nejsnáze představitelný.

Digitalizace signálu
Dosud jsme se zabývali analogovým přenosem a zpracováním signálu, kdy v celém řetězci se přenášený signál měnil spojitě a každé hodnotě signálu odpovídala nějaká hodnota nějaké fyzikální veličiny. Tento způsob byl prakticky jediným možným technickým řešením většiny průmyslových i medicínských přístrojů až do šedesátých let dvacátého století a ještě dnes se s ním často setkáme u mnohých starších EEG a EKG přístrojů, zapisujících křivky na papírový pás. Prakticky všechny moderní přístroje již využívají výhod počítačového (číslicového, tj. digitálního latinské digit = prst označovalo počítání na prstech, v dnešním významu slova angl. digit = číslice) zpracování biosignálů.

To ovšem neznamená, že vše, co jsme si o analogovém způsobu přenosu řekli, má dnes už pouze historickou hodnotu – naopak: i v každém moderním přístroji je nutno biosignál na vstupu zpracovat nejprve analogovým způsobem a teprve v jistém stadiu může dojít k jeho digitalizaci, tj. převedení signálu z jeho spojité (analogové) do nespojité (digitální) formy. v této formě již není vyšetřovaný signál reprezentován hodnotou nějaké fyzikální veličiny, ale řadou číselných hodnot. (Můžeme říci, že stupeň abstrakce je vyšší, jedna fyzikální veličina není reprezentována jinou fyzikální veličinou, ale čísly.)

Tento převod je v moderních přístrojích zajišťován automaticky pomocí tzv. A/D převodníků (tj. analogo/digitálních). (Opačný převod digitálního signálu na analogový pro změnu provádějí D/A, tj. digitálně-analogové převodníky.) V případě pomalého analogového signálu můžeme A/D převod provádět i manuálně – například sestra, která měří pacientům dvakrát denně teplotu, v tomto případě funguje jako pomalý A/D převodník. Rovněž v řadě úloh fyzikálních praktik budete postupovat tak, že budete odečítat velikost nějakých měřených veličin a v číselném tvaru zapisovat hodnoty do tabulek – opět případ manuálního A/D převodu. Dalším příkladem manuálního A/D převodu je odečet veličiny z grafu.

Pak bude následovat digitální zpracování, tj. provedení nějakých matematických operací s hodnotami v tabulkách. Výsledky měření pak můžete vynášet do grafu – tj. provádíte opět D/A převod – například v úloze č. při vyšetření audiogramu. V případě, že místo počítání s čísly provedete výpočet pomocí nomogramu – např. úloha č. …. – stanovení tělesného povrchu – provádíte de-facto analogové zpracování, na rozdíl od digitálního. Jsou to dobré příklady, na kterých je možno ilustrovat pojem A/D a D/A převodu a digitálního a analogového zpracování.

Základní princip A/D převodu je při manuálním i automatickém převodu totožný: hlavními pojmu jsou vzorkování a kvantování signálu.

Vzorkování
V klasické fyzice, na jejímž poli se pohybujeme, předpokládáme, že čas plyne rovnoměrně spojitě, tj. každý časový okamžik můžeme označit nějakou hodnotou t [s], kde t je reálné číslo. Potom však v konečném intervalu  leží nekonečný počet časových okamžiků t, kterým odpovídá stejně nekonečný počet funkčních hodnot f(t), rovněž v oboru reálných čísel. Tyto předpoklady mohou být užitečné, pokud máme např. předem zadán průběh nějakého signálu v analytickém tvaru. Pokud však získáváme data experimentálním způsobem, například během vyšetření pacienta, pak každou funkční hodnotu dostaneme jako výsledek měření nějaké veličiny. I když řadu takových měření již nemusíme provádět jednu po druhé manuálním způsobem jako v minulých dobách, ale automaticky, každé jednotlivé měření nějaké veličiny v jednom každém časovém okamžiku si vyžádá nějaký, byť minimální čas. Abychom mohli změřit hodnotu nějaké neustále se měnící veličiny, musíme ji na okamžik "zastavit" – jinými slovy, odebrat v jistém časovém okamžiku vzorek k dalšímu zpracování.

Jako když sestra odebere pacientovi teploměr či vzorek krve. Takový vzorkovací obvod, který je schopen v nějakém okamžiku odebrat vzorek měnícího se signálu a malou chvilku podržet jeho hodnotu, si můžeme schematicky představit jako integrační RC obvod, připojovaný spínačem k měřenému signálu. Časová konstanta RC obvodu ovšem musí být daleko menší, než je doba sepnutí – v tom případě se kondenzátor stačí nabít na napětí, odpovídající sledovanému signálu. Po rozpojení spínače kondenzátor podrží hodnotu signálu na konstantní úrovni po dobu vlastního A/D převodu.

Teprve v další fázi může dojít k vlastnímu A/D převodu. Tento proces se zpravidla periodicky opakuje s frekvencí, kterou nazýváme vzorkovací frekvence. Maximálně dosažitelná vzorkovací frekvence je dána konstrukcí a kvalitou použitého A/D převodníku a je zřejmé, že nemůže být vyšší než 1/T, kde T je celková doba potřebná k převodu jednoho vzorku.

A/D převodník může buď pracovat s maximální možnou vzorkovací frekvencí, anebo zpravidla můžeme nastavit vzorkovací frekvenci nižší. Stanovení optimální vzorkovací frekvence je velmi důležité rozhodnutí, které může významně ovlivnit celé další měření: Nastavení příliš nízké vzorkovací frekvence nemusí vést pouze k méně přesným výsledkům, můžeme dokonce dostat výsledky naprosto nesmyslné.

Představme si, že bychom vzorkovali sinusový signál o kmitočtu 50 Hz s vzorkovacím kmitočtem 50 Hz: v tom případě budeme odebírat pokaždé vzorek v té samé fázi průběhu signálu, a tudíž naměříme pokaždé tu samou hodnotu; výsledkem bude konstantní hodnota, namísto střídavého napětí naměříme napětí stejnosměrné! Co se stane, když se pokusíme situaci zlepšit a vzorkovací frekvenci zvýšíme na 60 Hz? Výsledkem bude, že naměříme střídavý signál o kmitočtu 10 Hz! Při dalším zvýšení vzorkovací frekvence na 70 Hz naměříme signál 20 Hz atd., až teprve při vzorkovací frekvenci 100 Hz – budeme-li mít štěstí – máme šanci naměřit skutečných 50 Hz. Co se však stane s naměřenou amplitudou? Jen v případě, že se náhodou "trefíme" a budeme vzorkovat signál v okamžicích, kdy nabývá nejvyšších kladných a nejnižších záporných hodnot máme možnost změřit jeho skutečnou amplitudu. V ostatních případech bude naměřená amplituda nižší, a pokud se náhodou "trefíme" do okamžiků, kdy signál prochází nulou, budeme měřit stále jen nulu. A pokud zvýšíme vzorkovací frekvenci na 110 Hz, namísto střídavého signálu o stálé amplitudě naměříme signál 50 Hz, který bude amplitudově modulovaný frekvencí 10 Hz! Zkuste si všechny uvedené případy představit anebo namalovat. Pak teprve názorně uvidíme, jak správná volba vzorkovací frekvence může razantně ovlivnit výsledky celého měření.

Podle tzv. Shannon-Kotělnikova teorému musí být vzorkovací frekvence alespoň dvakrát vyšší, než je nejvyšší frekvence, obsažená ve spektru vzorkovaného signálu (viz stať 1.4 o Fourierově transformaci). Jak jsme však viděli v uvedeném příkladu, ani dvojnásobná frekvence nemusí být zárukou bezchybného měření, proto se v praxi volí vzorkovací frekvence ještě vyšší. Kromě toho v analogové části řetězce musíme použít dolnofrekvenční propusť (viz stať 5.7 o filtrech), abychom zaručili, že se ve sledovaném signálu nebudou vyskytovat složky o vyšších frekvencích: takové složky nejen že by se nezobrazily správně, ale navíc by narušily celé měření – dostali bychom artefakty v důsledku nevhodného A/D převodu.

Mohlo by se zdát, že čím vyšší frekvence, tím lepší, avšak musíme si uvědomit, že s desetinásobnou vzorkovací frekvencí dostaneme desetkrát víc naměřených hodnot, které bude nutno uložit v paměti počítače a dál zpracovat. Může se pak stát, že nevhodně vysoká vzorkovací frevence může do té míry zpomalit celý proces, že vážně naruší jeho plynulost. Výsledná volba vzorkovací frekvence je proto vždy výsledkem nějakého kompromisu, daného charakteristickými vlastnostmi sledovaného signálu, technickými možnostmi použité techniky, účelu měření, zkušeností experimentátora, případně výsledkem několika pokusů a omylů.

Kvantování
Jakékoli měření, ve kterém dochází k vyčíslení nějaké měřené veličiny, probíhá s určitou, nikoli neomezenou přesností. Máme-li k disposici k měření délek dvoumetr, se kterým jsme schopni odečítat jednotlivé měření, pak výsledkem měření jakékoli délky pomocí tohoto dvoumetru bude např. celé číslo v rozsahu od 0 do 2000, vyjadřující naměřenou délku v milimetrech. Anebo např. desetinné číslo v rozsahu od 0,00 do 20,00, vyjadřující naměřenou délku v dm. To platí, ať už měříme průměr kruhu anebo jeho obvod. Přitom víme, že pokud je průměr kruhu dán racionálním číslem, jeho obvod bude vyjádřen číslem iracionálním podle vztahu o = p d. Jako výsledek měření jsme však schopni získat vždy jen čísla racionální – při obvyklém vyjádření desetinná. Matematicky to můžeme vyjádřit jako zobrazení množiny iracionálních čísel do množiny čísel racionálních. Toto zobrazení není jedno-jednoznačné, dochází přitom k určité ztrátě informace: např. délky 1127,24 mm a 1127,36 mm, které mohou být ve skutečnosti rozdílné, vyhodnotíme jako délku 1127 mm.

K této situaci, dobře pochopitelné z běžného života, dochází, ať už měříme délku, elektrické napětí či jinou veličinu jakýmkoli měřidlem, přístrojem, analogovým (ručičkovým) nebo digitálním (číslicovým). Při měření spojitě proměnného (například lineárně rostoucího) napětí A/D převodníkem to znamená, že na výstupu převodníku (při grafickém znázornění) namísto rovné spojité čáry obdržíme nespojitou, schodovitě lomenou čáru. Výšky schodů přitom odpovídají napěťovým úrovním (levels), které A/D převodník dokáže rozlišit. Na rozdíl od běžných měřidel a přístrojů, na které jsme zvyklí, pracují A/D převodníky většinou v binárním (dvojkovém) kódu; počet rozlišitelných úrovní je pak vyjádřen příslušnou mocninou dvojky. Například osmibitový A/D převodník dokáže rozlišit pouze 28 = 256 úrovní, dvanáctibitový 212 = 4096 úrovní. V tomto posledním případě budou od sebe jednotlivé úrovně vzdáleny 1/4096 celkového rozsahu převodníku. Poběží-li vstupní rozsah od -5V do +5V, pak jednotlivé schody převodní charakteristiky budou mít výšku 10V/4096, tj. přibližně 2,5 mV.

Společným důsledkem vzorkování a kvantování signálu pak je, že po jeho digitalizaci již (teoreticky) nedokážeme vykreslit původně spojité křivky spojitě, ale danou situaci si můžeme představit tak, jakobychom je kreslili na čtverečkovaný papír a přitom mohli jen obtahovat strany těchto čtverečků – výsledné křivky vyjdou mírně "kostrbaté". Abychom toto nelineární zkreslení signálu, způsobené A/D převodem, snížili na minimum, je nutné co nejlépe – kromě již zmíněné vzorkovací frekvence – nastavit a využít rozsah převodníku s ohledem na rozkmit snímaného signálu. Problém vznikne, pokud se dynamika zpracovávaného signálu mění v širokých mezích.

Jako příklad si uveďme digitalizaci zvuku. Představme si, že bychom chtěli použít takový A/D převodník, který by byl schopen zvládnout zvuky ve stejném rozsahu intenzity, jakou má lidské ucho. Bude nám postačovat, abychom ten nejslabší signál, odpovídající prahové hladině 0 dB, mohli kvantovat s tím nejhrubším možným rozlišením jednoho bitu, tj. do pouhých dvou úrovní. Kolik napěťových úrovní bude muset mít převodník, aby dokázal zpracovat i signál, odpovídající hladině bolestivosti 120 dB? Počet decibelů, vyjadřující poměr dvou napětí, počítáme ze vztahu 20 log (U/U0), ze kterého nám ihned vyplyne, že daný převodník by musel mít dva miliony úrovní, tj. 21 bitů, což by bylo již velmi obtížně vyrobitelné zařízení i v dnešní pokročilé době. Srovnání nám dobře ilustruje, jak moderní technika jen těžko dosahuje parametrů, srovnatelných s přirozenými možnostmi našeho organismu.

Multiplex
Dříve jsme zmínili, že naprostá většina snímaných biosignálů má ve skutečnosti vektorový charakter. To v praxi znamená, že každý snímaný kanál musí mít nějaké elektrody, převodníky a zejména předzesilovače, filtry, zesilovače atd., zajišťující dostatečně kvalitní analogový přenos signálu až do místa jeho digitalizace. V principu je možné, avšak nákladné řešení, kdy každý kanál je osazen svým vlastním A/D převodníkem. Levnější řešení přepokládá, že k jednomu kompletnímu A/D převodníku jsou během jenoho vzorkovacího intervalu postupně přivedena napětí ze všech měřených kanálů. Na výstupu převodníku se potom postupně objevují digitalizované hodnoty signálu všech kanálů. Uvedenému řešení říkáme (časový) multiplex. Cenu, kterou ušetříme na počtu použitých A/D převodníků, ovšem platíme úměrným snížením vzorkovacího kmitočtu (zmenší se přinejmenším tolikrát, kolik kanálů multiplexujeme.)

Elektrokardiografie (EKG)
EKG je standardní neinvazivní metodou funkčního vyšetření elektrické aktivity myokardu. Na rozdíl od CNs vykazuje práce srdce daleko větší synchronicitu a periodicitu. Signál se šíří z myokardu poměrně snadno všemi směry do celého těla, aniž by byl výrazněji zeslabován. EKG signál proto můžeme zaznamenat v poměrně velké amplitudě (jednotky až desítky mV) prakticky na libovolném místě tělesného povrchu. Relativní snadnost pořízení EKG vyšetření jej předurčuje na místo vhodného kandidáta pro první seznámení s principy vyšetření elektrických biosignálů. Z těchto důvodů je vyšetření EKG zařazováno mezi úlohy biofyzikálního praktika.

Vznik a průběh EKG signálu
Impuls pro kontrakci myokardu vzniká v tzv. sinoatriálním (SA) uzlu v oblasti pravé předsíně, odkud se šíří dál. Pro podrobný popis odkazujeme na dostupnou literaturu. Pro účel našeho stručného výkladu je důležité si uvědomit, že tento primární signál je natolik slabý, že jej při běžném záznamu EKG prakticky nezaznamenáme. První vlna EKG záznamu, kterou můžeme na EKG záznamu vidět, je vlna P, která svědčí o depolarizaci předsíní, tedy o jejich počínající kontrakci. Repolarizaci předsíní už na EKG také nejsme schopni rozpoznat, neboť příslušný biosignál je zastíněn daleko vyšším signálem, pocházejícím od depolarizace komor; tento signál je charakterizován komplexem vln QRS. Následující vlna T svědčí o následné repolarizaci komor. Není v kompetenci prvního ročníku biofyziky zabývat se podrobně interpretací, fyziologií či patofyziologií EKG, proto se omezujeme na jeho základní popis.

Einthovenovy (bipolární) svody
Historicky zavedl elektrokardiografii jako klinickou metodu r. 1906 holandský lékař E. W. Einthoven (čti: Einthofen). EKG signál u člověka zaznamenal strunovým galvanometrem mezi horními končetinami, a to pro snadnost připojení elektrod na zápěstí. Měřený signál pak odpovídá rozdílu potenciálů mezi oběma elektrodami, jedná se proto o bipolární zapojení. Označíme-li pravou ruku písmenem R (right, standardně označena červenou barvou) a levou L (left, žlutá), pak signál L-R označujeme jako I. Einthovenův svod. Později byla další elektroda připevněna poblíž kotníku levé nohy F (foot, zelená) a tím pádem možnost měřit rozdíl potenciálů F-R (II. Einthovenův svod) a F-L (III. Einthovenův svod). Elektroda N (neutrální – černá) se do vlastního snímání nezapočítává a slouží pouze jako uzemnění. ("Pouze" neznamená, že by bylo možno ji beztrestně vynechat, neboť pak by měření bylo narušeno různými poruchami a hrozilo by i poškození citlivých vstupních zesilovačů.)

Vektor srdeční osy
Jaký má význam sledovat signál od jednoho zdroje (myokardu), snímaný zároveň z několika elektrod? Můžeme si představit, že sumační potenciál všech buněk myokardu vytváří v prostoru jakýsi elektrický dipól, který v průběhu srdeční periody mění svůj směr a svou velikost. Tento pomyslný vektor nazýváme vektorem elektrické srdeční osy. Protože se mění v čase, liší se jeho velikost i směr v okamžiku, kdy nabývají maxima různé vlny EKG záznamu. Největší a nejdůležitější je směr vektoru elektrické srdeční osy pro vlnu R.

Einthovenův trojúhelník
Představíme-li si nyní bipolárně zapojené Einthovenovy svody I, II a III jako strany rovnostranného (tzv. Einthovenova) trojúhelníku, v jehož vrcholech jsou umístěny elektrody R, L a F, pak nám vznikne souřadný systém tří os, vzájemně natočených o 60 stupňů (počítáme i opačné směry os), do kterého se promítá vektor srdeční osy. Podle polarity a velikostí jednotlivých vln EKG záznamu v jednotlivých svodech pak můžeme spočítat, či alespoň na první pohled odhadnout, natočení vektoru elektrické srdeční osy. Tak např., pokud se vlna R jeví nejvyšší ve II. svodu, pak můžeme odhadnout, že vektor elektrické srdeční osy leží přibližně ve směru strany Einthovenova trojúhelníka, representující II. svod, tedy ve směru vpravo dolů (při pohledu proti pacientovi). To je přibližně normální (obvyklý) sklon elektrické srdeční osy. Směr vodorovně vpravo označuje 0 stupňů a úhlové stupně se měří od tohoto směru po směru hodinových ručiček, a proto směr II. kanálu odpovídá sklonu srdeční osy +60 stupňů. Odchylky od normy označujeme jako stočení elektrické osy doprava či doleva.

Godbergovy (unipolární) svody
Pro lepší rozlišení byly později doplněny Einthovenovy svody o další směry: Spojením končetinových elektrod přes stejně velké odpory byl vytvořený virtuální střed (tzv. Wilsonova svorka, viz oddíl 5.5 o unipolárním zapojení), do kterého byly zapojeny referenční vstupy tří dalších diferenciálních zesilovačů. Vektory nových souřadných os, které tak vznikly, si můžeme představit jako šipky, vedoucí ze středu (z těžiště) rovnostranného Einthovenova trojúhelníku směrem k jeho vrcholům, reprezentujícím elektrody R, L, F; nově vzniklé svody pak byly pojmenovány VR, VL a VF.

V tomto historickém okamžiku se ovšem ještě nepoužívaly elektronické zesilovače, proto bylo na závadu, že těžnice trojúhelníka VR, VL a VF jsou kratší než jeho strany, a tím pádem i získaný signál byl nízký. Vylepšením tohoto systému proto bylo zapojení, kdy se nevytvořil centrální bod uprostřed trojúhelníka pro všechny elektrody, ale pro každý referenční bod byl vytvořen bod ze dvou odporů, spojujících zbývající elektrody. Geometricky to znamená, že šipky vektorů nevycházejí se středu (těžiště) trojúhelníka, ale ze středů protilehlých stran; nejsou to tudíž těžnice, ale výšky trojúhelníka; jejich směr je stejný, ale jejich délky, a tím pádem i velikost získaného signálu, o 1/2 vyšší, proto se označují písmenkem a jakožto augmentované, tj. prodloužené. Tímto způsobem osvětlujeme dodnes používané označení odpovídajících svodů jako aVR, aVL, aVF. Říkáme jim Goldbergovy svody a na rozdíl od Einthovenových bipolárních svodů, kde každý svod representuje rozdíl potenciálu mezi dvěma elektrodami, se jedná o svody unipolární, kde každý svod representuje potenciál jen jedné příslušné elektrody.

Standardní končetinové svody
Doplněním Einthovenových bipolárních svodů I, II, III o Goldbergovy unipolární svody aVR, aVL a aVF získáme celkem 6 os, vzájemně natočených o 30 stupňů, do kterých se může promítat vektor elektrické srdeční osy. Vzhledem k tomu, že všech šest uvedených svodů je odvozeno z potenciálu tří končetinových elektrod, nazýváme je šesti standardními končetinovými svody. Rovina, ve které odpovídající souřadné osy leží, je zhruba rovnoběžná s plochou stolu, na kterém leží na zádech vyšetřovaný pacient.

Hrudní svody
Průběhem doby vznikla potřeba vyšetřovat pohyb elektrického srdečního vektoru v prostoru, tj. bylo nutno umístit elektrody v rovině pokud možno kolmé na tuto rovinu. Toho se dosáhlo pomocí šesti elektrod V1 až V6, umístěných přímo na hrudníku vyšetřované osoby takm že elektrody V1 a V2 leží ve čtvrtém mezižebří vpravo a vlevo od sterna, dále vlevo elektroda V3 a dále stále ekvidistantně umísťované elektrody V4, V5 a V6 leží v pátém mezižebří: V4 v čáře probíhající středem levého klíčku, V5 v čáře probíhající přední řasou podpažní jamky a konečně V6 v čáře pod středem podpažní jamky.

Srdeční frekvence
Ještě jednodušší úlohou, než je zaznamenat průběh EKG křivky ve všech dvanácti (šesti končetinových a šesti hrudních) svodech, určit sklon srdeční osy a případně další řadu parametrů, je zjistit srdeční frekvenci. K tomu nám stačí vybrat si jediný svod, na kterém budou dobře patrné komplexy QRS. Vzdálenost špičatých vln R, příslušející dvěma po sobě jdoucím tepům, označíme jako R-R interval. Srdeční frekvence (v Hz) je potom převrácenou hodnotou R-R intervalu; po vynásobení číslem 60 získáme počet tepů za minutu.

HRV, baroreflex
Nevyužitý kanál EEG pak můžeme využít k registraci nějakého dalšího biosignálu, například průběhu dechu. Při pozorném zkoumání obou souběžně zaznamenávaných biosignálů můžeme zjistit, že rychlost srdečního rytmu se mění v závislosti na dechové fázi vyšetřované osoby. Tato závislost je daná fyziologicky a to periodickou stimulací vegetativního nervstva, řídícího srdeční frekvenci, během dýchacího cyklu (tzv. baroreflex). Vyšetřením této závislosti proto můžeme získat důležitou informaci o jeho správné funkci. Bylo například prokázáno, že blokování této funkce například při extrémním déletrvajícím přetížení sportovců (zejména fotbalistů) může vést k jejich náhlé smrti, kterou dříve nebylo možné objasnit. Pravidelné vyšetření variability srdečního rytmu (HRV = Heart Rate Variability) předních sportovců by proto již dnes mělo být samozřejmostí.

Registrace dechu
Registrovat dech můžeme pomocí různých mechanických převodníků, jak jsme si ukázali v oddílu 5.2.1, anebo také pomocí termistoru, viz 5.2.3.

Vyšetření rychlosti pulsové vlny
Při vyšetření pulsové vlny spolu vzájemně korelujeme záznam elektrické aktivity srdeční s průběhem tlaku či krevního průtoku na distálním konci periferní arterie. Tímto způsobem je možné vypočíst, jakou průměrnou rychlostí se šíří pulsová vlna krevním řečištěm. Získanou rychlost je možno dosadit do hydrodynamického modelu a z něj zjistit např. moduly pružnosti cév. To je důležitý oběhový parametr, který může indikovat biologické stáří oběhového systému, jeho postižení ateriosklerotickými změnami apod. Průběhy takových biosignálů, jakými je například sledování tepu na prstu ruky, můžeme registrovat např. pomocí plethysmografu (registrace objemových změn), změn teploty, změn absorbce světla různých vlnových délek (např. kapnograf – změny koncentrace CO2, oxymetr – změny koncentrace O2) atd.

Vyšetření variability srdeční frekvence a vyšetření rychlosti pulsové vlny dobře ilustruje techniku již výše zmíněného (viz oddíl 4.7) polygrafického záznamu, kdy v různých kanálech můžeme zaznamenávat biosignály různé fyzikální povahy – zde v jednom kanálu elektrická aktivita myokardu, ve druhém kanálu pohyb hrudníku při dýchání, v dalším prokrvení prstu atd.

Měření krevního tlaku
V lékařství rozumíme krevním tlakem (TK) tlak v tepnách, a to hodnotu měřenou ve výši srdce nebo na tuto úroveň přepočtenou. Zaznamenáváme-li nezkreslený průběh tlakových změn přímou metodou, můžeme ze zapsané křivky odečíst jednak maximální hodnotu v průběhu jednoho tepu – tlak systolický (TKs), jednak odpovídající minimální hodnotu – tlak diastolický (TKd). Rozdíl mezi TKs a TKd nazýváme tlakovou amplitudou (diferencí). Střední tlak (TKm) je průměr všech hodnot, kterých tlak nabývá během jednoho tepového intervalu – nejde o aritmetický průměr, ale střední hodnota leží blíže Tkd:

TKm = 2/3 TKd + 1/3 Tks(48)

V některých pramenech je střední tlak označován TK s pruhem.

TK závisí na srdečním výdeji, na síle, kterou je krev vypuzována z levé srdeční komory, periferním odporu, celkovém množství krve a na její viskozitě. Je ovlivňován velkým množstvím faktorů (věk, pohlaví, fyzikální a psychické vlivy, denní rytmus atd.).

Předepsanou jednotkou pro TK jsou kPa. Světová zdravotnická organizace (WHO) se přidržuje jednotky torr (mm Hg sloupce) a udává horní hranici normotenze 140/90 torr (= 18,7 / 12,0 kPa).

Měřit TK lze

a) metodou přímou (invazivní), např. pomocí katetru spojeného s membránovým snímačem, tlakový signál se převede na elektrické napětí a registruje se

b) metodou nepřímou např. rtuťovým či digitálním tonometrem či Dopplerovským snímáním.

Rtuťový tonometr obsahuje rezervoár rtuti, měřicí kapiláru se stupnicí v torrech (a někdy i v kilopascalech), manžetu s nafukovacím balónkem a spojovací hadičkou. U některých tonometrů lze rezervoár rtuti uzavřít. Manžetu ovineme okolo paže (dolní okraj je asi 2 ‑ 3 cm nad loketní jamkou, ventilek u balónku je uzavřen), a nafoukneme na cca 180 ‑ 200 torr. Povolením ventilku zvolna plynule vypouštíme vzduch a fonendoskopem přiloženým nad a. brachialis v kubitě sledujeme tzv. Korotkovovy fenomény (slyšíme je jako mírné údery postupně sílící a opět klesající intenzity). V okamžiku záchytu prvního K.f. odečítáme TKs, poslední slyšitelný K.f. odpovídá TKd. Manžetu musíme před opětným nafouknutím zcela vypustit, protože zbylý vzduch způsobuje stagnaci krve v cévách (tzn. zvyšujeme TKd, tedy neměříme faktický stav)! Jinou metodou je palpace pulsu na a. radialis: puls je při nafouknuté manžetě nehmatný, objeví se v okamžiku, kdy tlak v manžetě klesne na úroveň TKs (TKd touto metodou nezjistíme).

Vyšetřovaná osoba má být v klidu fyzickém i psychickém, v přiměřených mikroklimatických podmínkách. Paži nesmí škrtit rukáv.

Likvidace rtuťového odpadu: V případě, že dojde k poškození rezervoáru a uvolnění rtuti, shromáždíme rtuť do uzavřené nádoby, nejlépe se zabroušeným hrdlem (rtuťové páry jsou toxické!). Zbytek rtuti zasypeme práškovou sírou (sulfur praecipiatum), chemickou reakcí vznikne na povrchu rumělka (HgS), čímž se zamezí odpařování. Při dotyku se však kulička „rozběhne“ na několik menších a sublimace se obnoví. Síra je vhodná pro zasypání rtuti např. ve spárách parket. Na hladkých plochách zasypeme zbylé kapičky rtuti práškovým zinkem – ten vytvoří pevný amalgám, který sublimuje zcela zanedbatelně, je pevný a dá se zamést. Prostor je třeba dostatečně vyvětrat. Nikdy nekombinujeme zasypávání sírou a práškovým zinkem – reakce je silně exotermní!

Určení tělesného povrchu
Zařadit určení tělesného povrchu mezi biosignály možná způsobí podiv: jaký je to biosignál? Do těchto skript jsme tuto úlohu zařadili zejména proto, protože se v praktikách často provádí společně s měřením krevního tlaku a EKG. Avšak s trochou nadsázky je možno i tělesný povrch zařadit mezi biosignály: jedná se o fyzikální veličinu, charakterizující stav vyšetřovaného organizmu, který se mění s časem – byť pomalu, ale jistě.

Stanovování tělesných proporcí má význam pro zařazení jedince do různých skupin dle somatotypu (leptosomní, mesosomní, pyknici). K přesnému zařazení je třeba změřit rozměry různých částí organismu (např. tělesná výška, délka trupu, končetin, šířka v ramenou, rozměry na lebce, na více místech tloušťka kožní řasy, tělesná hmotnost). Při dlouhodobém sledování u jedince je pak možno posoudit jeho vývoj. Sledováním těchto parametrů u velkých skupin obyvatelstva se zabývá antropologie. Tyto studie mají několikerý význam: V praxi je u jedince nejčastěji měřena tělesná výška a hmotnost, z nichž se přibližně stanoví tělesný povrch pomocí nomogramů či výpočtem podle vhodného vzorce, stanoveného podle průměrné populace. Tato veličina se pak používá pro výpočet optimálních dávek léků, nebo pro přepočet fyziologických hodnot (dechové objemy, spotřeba O2 a výdej CO2, energetická bilance organismu, biochemické hodnoty) na 1 m2 tělesného povrchu. Můžeme se setkat s hodnotami přepočtenými na tělesný povrch standardního jedince, což je 1,73 m2. Kromě toho jsou hlavně ve výzkumu používány další korekce, např. na aktivní a pasivní tělesnou hmotu (tuková tkáň).
 * stanovení obecně platných biologických zákonitostí na lidském organismu, zvláště zákonitostí růstu a vývoje
 * posouzení zdravotního stavu a vývoje jedince hlavně v období růstu a vývoje
 * znalost tělesných proporcí pro průmyslovou výrobu (ergonomická hlediska).

Jedním ze způsobů určení tělesného povrchu je výpočet z výšky a hmotnosti vyšetřované osoby podle DuBoisova vzorce:

P = H0,425'''. V0,725. '''71,84 (49)

kde P je tělesný povrch v cm2, H je tělesná hmotnost v kg a V je tělesná výška v cm.

Alternativně lze výsledek odečíst z nomogramu, který byl vypracován jako grafická pomůcka pro výpočet téhož vzorce.