1 -

J049@4@ RZ@IA?rl ¿&"A# UNIVERSIDAD AUTONOMA METROPOLITANA

UN I DAD I ZTAPALAPA

/ INGENIERIA. BIOMEDICA

/ MODULO PREAJG-IFICADOR ELECTROCARDIOGRAFICO CON SLECCION AUTOMATICA

DE DERIVACIOi3, DISEÑO Y CONSTRUCCION.

PROYECTO P A L OBTENER EL TITULO DE LICENCIADOS ER INGENIERIA BIOMEDICA

PRESENTAN: -

/ MIGUEL ANGEL ANTONIO ANDRES EMILIO GUT1 EaREZI;IENDozA.

AS E SOR :

JESUS VONDRAGON SOL IS

OCTL3RE DE 1985./ .

.. ,.j. . ...

0 7 0 7 1 3

\

< . \

P R O L O G O

E l diseño y construcción de este equipo de electraardiografía se4

enfocó en las necesidades que tiene el pais de contar cam equipos médicos

de manufactura nacional y cuyas partes electrónicas y elactromecánicas - sean de un bajo costo y de fáci l adquisición en el merca& nacional., ya^ y

que en l a gran mayoría de los casos, e l actual equipo mélilco con que cue!

tan los hospitales y c l ínicas nacionales son de procedema extranjera, - lo que trae como consecuencia un costo elevado del mismo, as í como el de

sus refacciones y servicio de los mismos.

Otra de las razones, fue l a de poder l levar a cabo un diseño que - s i rv iera de base para posibles desarrollos de equipos oriaitados hacia el 1 registro de señales bioeléctricas.

E l prototipo desarrollado cuenta con varias características que l o

hacen muy versát i l , ya que se puede u t i l i z a r como i n t e r f r e entre pacien-

te - monitor o como apoyo en e l procesamiento de señales, puesto que l a - selección de derivaciones, puede efectuarse a través de m teclado, y tafi

bién por medio de señales digitales, para lo cual cuenta con interrupto--

res compatibles con l a lógica transistor-Transistor (TTL),

Se tuvo especial cuidado en que e l diseño cumpliera con las normas

y estándares internacionales propuestos y publicados por e1 Comité de - - Electrocardiografía de 14 Asociación Americana del Cora- AMERICAN HEART

ASOCIATION ($A) para los equipos de electrocardiografía J vectocardiogrg

f í a (1).

i i

NUESTRO AGRADECIMIENTO A TODAS LAS PERSONAS QUE APORTARON

IDEAS, RECURSOS, AYUDA TÉCNICAJ PRESTAEío DE EQUIPO DE PRUEBAS Y - MEDICIONES, c m m s ELECTRONICOS, TIEMPO PARA REVICI~N Y MEU

NCSRAFIADO DEL REPORTE,

A TODOS GRACIAS MIL, .

I

i i i

. \ .

<

I N D I C E

PROLOG0 ............................. ii RECONOCIMIENTO ...................... iii LISTA DE FIGURAS .................... vi

LISTA DE TABLAS ..................... viii P3.g.

CAPITULO 1.

1.1

1.2

1.3

1.4

1.5

CAPITULO 2.

2.1

CAPITULO 3.

3.1

CAPITULO 4.

4.1

4.2

4.3

4.4

4.5

4.6

CAPITULO 5.

INTRODUCCION 1 .......................................... COMPONENTES DEL ELECTROCARDIOGRAMA 2 ................... DERIVACIONES ELECTROCARDIOGRAFICAS 4

DERIVACIONES BIPOLARES 5

................... ...............................

6 DERIVACIONES UNIPOLARES .............................. DERIVACIONES PRECORDIALES 9 ............................ PROCESAMIENTO BASIC0 DE LA SERAL DE E.C.G. ........... 11

13 PROBLEMAS DE INTERFERENCIA EN EL REGISTRO ............ ESTANDARES INTERNACIONALES ........................... 20

21 REQUISITOS PARA MONITOREO ELECTROCARDIOGRAFICO ....... PARAMETROS DE LOS AMP. BIOELECTRICOS ................. 33

DESCRIPCION DEL AMP-OPERACIONAL ..................... 34

SEAALES DE MODO COMUN Y DIFERENCIAL .................. 35

ANCHO DE BANDA ....................................... 36

DISERO DEI: CIRCUITO CONTROLADOR DE LA PIERNA DERECHA . 41

DESCRIPCION DEL CIRCUITO ............................. 41

ESTABILIDAD DEL CIRCUITO ............................. 47

AMPLIFICADOR DE INSTRUMENTACION ...................... 49

iv

Pág

CAPITULO 6 . FILTROS .............................................. 63

6.1 RESPUESTA A LA FRECUENCIA DE UN ELECTRO-

CARDIOGRAFO COMERCIAL . FILTRO PASA ALTAS ................................... 65

6.2 FILTRO PASA BAJAS ................................... 70

CAPITULO 7 . SISTEMA DE AISLAMIENTO .............................. '73 ' .

7.1 EFECTO DE LA CORRIENTE ELECTRICA SOBRE LAS PERSONAS .. 73

7.2 CARACTERISTICAS DE UN TRANSFORMADOR DE AISLAMIENTO .. 75

CAPITULO 8 . AISLAMIENTO OPTIC0 .................................. 78

8.1 DESCRIPCION DEL CIRCUITO ............................ 80

CAPITULO 9 . FUENTE DE ALIMENTACION .............................. 81

1 9.1 DISEÑO DE LA FUENTE DE ALIMENTACION ................. 84

9.2 ANALISIS DEL CIRCUITO DE RECTIFICACION .............. 86

9.3 FILTRO RC ........................................... 90

9.4 REGULACION DE VOLTAJE ............................... 93'

9.5 FUENTE DE ALIMENTACION AISLADA ...................... 95

CAPITULO 10 . RESPUESTA A LA FRECUENCIA ........................... 98

10.1 SERIES DE FOURIER ................................... 99

10.2 AMPLITUD Y DISTORSION DE FASE ....................... 103

10.3 PULSO DE CALIBRACION DE ONDA CUADRADA ............... 104

CAPITULO 11 . RESULTADOS Y CONCLUSIONES ............................ 107

BIBLIOGRAFICA ..................................................... 122

I

\

I

. . \

1.1 1.2 1.3 1.4 1.5 1.6 1.7 1.8 2.1 2.2 2.3 2.4 2.5 3.1 3.2

4.1 4.2 4.3 4.4 4.5

- 4.6 4.7 4.8 4.9 5.1 5.2 6.1 6.2 6.3

LISTA M FIGURAS

COMPONENTES DEL ELECTROCARDIOGRAMA ................................ DERIVACIONES ELECTROCARDIOGRAFICAS ................................

DERIVACION AVR ..............................................b. .... DERIVACION AVL ................................................... kDERIVACION AVF .................................................... POSICION DE ELECTRODOS PRECORDIALES ............................... DERIVACIONES PRECORDIALES ......................................... DIAGRAMA A BLOQUES DE UN EQUIPO DE E.C.G ........................... CORRIENTES DE DESPLASAMIENTO ...................................... CIRCUITO EQUIVALENTE ................................................ INTERFERENCIA ELECTROMAGNETIC3 ..................................... REDUCCION DEL AREA ................................................. RESPUESTA A LA FRECUENCIA DE UN AMP . OP ............................ CIRCUITO EQUIVALENTE DE LKCORRIENTES DE DESPLASAMIENTO EN LOS

CABLES DE E.C.G .................................................... AMPLIFICADOR DE DIFERENCIAS ........................................ RESPUESTA EN FRECUENCIA DE UN AMP . OP .............................. SIMBOLO DE UN AMP . OP ............................................. AMPLIFICADOR DIFERENCIAL .......................................... GANANCIA EN MODO DIFERENCIAL ....................................... GANANCIA EN MODO COMUN ............................................ CIRCUITO MANEJADOR DE LA PIERNA DERECHA ........................... CIRCUITO EQUIVALENTE .............................................. DIAGRAMA A BLOQUES DE LOS COMPONENTES DE LAZO CERRADO .............. AMPLIFICADOR bE INSTRUMENTACION ...................................

DERIVACIONES BIPOLARES .......... c . ................................

.

AMPLIFICADOR DE DIFERENCIAS ....................................... RESPUESTA A LA FRECUENCIA RECOMENDADOS A LA AHA ................... FILTRO PASA ALTAS ................................................. FILTRO PASA ALTAS DESNORMALIZADO ..................................

7s:

2 4 6 7 a 8 9 10 11 14

24 34 37 38 38 39 40 42 43 47 49 57 64 65 69

. 6.4 FILTRO PASA BAJAS- NORMALIZADO .................................... 70 .. 6.5 FILTRO PASA BAJAS DESNORMALIZADO ................................. 71 . 6.6 SISTEMA DE FILTRADO DEL E.C.G. ................... : .............. 72

7.1 EFECTO DE LA CORRIENTE ELECTRICA SOBRE EL CUERPO HUMANO .......... 73 7.2 TRANSFORMADOR DE AISLAMIENTO .................................... 75

7.3 CARACTERISTICAS DEL TRANSFORMADOR DE AISLAMIENTO ................. 76

8.1

9.1 9.2 9.3

9.4

9.5

9.6 9.7

9.8

18.1 10.2

10.3

10.4 11.1

11.2

11.3

11.4

11.5

AISLAMIENTO OPTIC0 ............................................... 80

FUENTE DE ALIMENTACION ........................................... 84 FORMAS DE ONDA DE LA CORRIENTE RECTIFICADAS ....................J.. 87 FORMAS DE ONDA DE LA CORRIENTE RECTIFICADAS ...................... 87 FORMA DE ONDA DEL VOLTAJE DESPUES DEL FILTRO RC . ................'. 90

3

COMPONENTES DE UNA FUENTE DE ALIMENTACION ........................ REGULADOR DE VOLTAJE ............................................. 94 . CIRCUITO DE LA FUENTE DE ALIMENTACION AISLADA .................... 95

91

FUENTE DE ALIMENTACION AISLADA 97 1 .................................. COMPONENTES DE UNA SEÑAL ......................................... 101 DISTORSION EN AMPLITUD ........................................... 102

DISTORSION EN FASE ............................................... 103

PULSO DE CALIBRACION ............................................. 104

EQUIPO DE ELECTROCARDIOGRAFIA .................................... 107 SISTEMA DE REGISTRG INTEGRADO AL MONITOR ......................... 107

DISEÑO DE LA TARJETA MAESTRA CARA 1 ............................. 108

DISEÑO DE LA TARJETA MAESTRA 2 .................................. 108 NEGATIVO DE LA TARJETA 1 ......................................... 109

1

11.6 NEGATIVO DE LA TARJETA 2 ......................................... 109

11.7 DERIVACION BIPOLAR D1 ............................................ 110

11.8 DERIVACZON BIPOLAR D1 CON LA FRECUENCIA DISMINUIDA ..............._ 110 11.9 DERIVACION BIPOLAR DZ ............................................ 111

11.10 DERIVACION BIPOLAR D2 CON LA FRECUENCIA CARDIACA REDUCIDA ....... 111 11.11 DERIVACION BIPOLAR D3 ........................................... 112

11.12 DERIVACION AVR.. .................................................. 112

11.13 DERIVACION AVL ................................................... 113 11.14 DERIVACION AVF ................................................... 113

11.15 CONSTANTE DE TIEMPO .............................................. 114 11.16 RESPUESTA AL PULSO DE CD ESCALON ................................. 114

v i i

-4- *- ...........

. \

. .

11.17 TARJETA MAESTRA LADO DE COMPONENTES ....................... 115 11.18 €ARJETA MAESTRA LADO DE SOLDADURA .......................... 116

11.19 DIAGRAMA ELECTRIC0 DEL SISTEMA DE ECG ........................ 117

........ -. ... .... ,. .

. í '

\

* CAPITU~O 1

I N T R O D U C C I O N

.

. .

El corazón es un Órgano de vital interés en el cuerpo humano, por lo

cual requiere de un cuidadoso examen, siendo el electrocardiógrafo uno de

los instrumentos diseñados para tal efecto. Su funcionamiento se basa en '. el mecanismo neuromuscular del corazón que se contrae y expande en res- - I

puesta de un estímulo eléctrico originado en el nódulo sinoauricular (SA)

que es uno de los marcapasos naturales del corazón.

natural del corazón es el nodo aurículo ventricular.

El otro marcapasos -

La acción del estímulo original produce una corriente eléctrica deno

minada onda de excitación, y se extiende por la auricula determinando su

contracción. La onda llega al tejido que une la auricula con el ventrícg

lo donde es retrasada por una pequeña formación nerviosa llamada nódulo - auriculo ventricular (AV) en cuyo interior la velocidad de conducción del

potencial de acción es muy lenta. A partir del nodo AV, el impulso reco--

rre el haz de His por sus ramas derecha e izquierda, y por sus ramifica--

ciones finales (fibras de Purkinje) que cubren el endocardio de los ven--

trículos y finalmente, el ventriculo se contrae.

Cuando la contracción termina, se presenta un período de no exita---

ción-reposo cardiac0 después del cual se origina el impulso nuevamente en

el nódulo senoauricular y la onda se propaga por el mismo camino ya des--

crito desde la auricula hasta su distribución final en el músculo ventri-

cular.

\

Las contracciones: auricular, ventricular y el reposo, constituyen *

el ciclo normal de actividad eléctrica del corazón. Este ciclo fisiolo

gico eléctrico y mecánico se traduce en ondas eléctricas, que registradas,

adecuadamente, proporcionan:información de lo que ocurre.cuando el Cora--

zón late.

'.

a

Trazo ideal, mostrando los componentes sucesivos del aleclrocardiograr. I SOELECTRICO. _. _.

FIGURA 1.1 1

1.1 COMPONENTES DEL ELECTROCARDIOGRAMA-

El electrocardiograma habitual es una grdfica en la que se pueden ob-

servar las variaciones del potencial eléctrico detectadas en la superfi--

cie del cuerpo.

\ \ . 1

i '

La curva característica está formada por una ser ie de ondas que asci- *

den o descienden en relación con l a l ínea basal (nivel isoeléctrico) . Reci-

ben los nombres de: onda P , complejo QRS, onda T y onda U.

La onda P está correlaci onada con 1 a acti vi dad e léctr ica (despol i r iza-

ción) de las auriculas, que se in ic ia en el nódulo sinoauricular (SA)'esta

onda P puede ser negativa, positiva o bifásica, cada una de e l l a s correla--

cionada con una actividad particular del corazón.

El intervalo PR (oPQ) representa el tiempo necesario para l a despolar1

zación auricular y l a conducción del impulso nervioso a través del nódulo - aurículo ventricular (AV). Normalmente este segmento es isoeléctrico.

El complejo ventricular, 'o complejo QRS, representa l a despolarización

de los ventrículos. Cualquier onda positiva dentro del complejo QRS se l l a -

ma onda R. i

I r

El intervalo QRS corresponde al tiempo que requiere l a despolarización

de los ventrículos.

El segmento ST representa un período de inactividad e léctr ica, después

de que la total idad del miocardio se despolarizó. Puede ser isoeléctrico,

o puede estar despfizado hacia arriba o hacia abajo, respecto de l a l ínea - basal.

La onda T representa e l f i n de l a despolarización, o en otras palabras,

l a repolarización de ambos ventrículos. Puede ser positiva, negativa, bifá-

s ica, bicúspide o plana.

I

. \

I

< .

E1 intervalo QT representa el tiempo que se requiere para la dspolarl

zación y repolarización de los ventriculos. .

E l intervalo RR representa el periódo (o sea, el tiempo en milisegun-

dos) entre los máximos de dos ondas R sucesivas.

D1 D2 m . iVR 8vL ' ivF

DI D I1 DI11 aVR aVL aVF

Fig. 1.2

1.2 DERIVACIONES ELECTROCARDI OGRAFICAS

Los potencial es eléctricos pueden ser detectados en 1 a superficie corporal mediante dos eiectrodos, uno conectado al polo positivo y el otro

al polo negativo del electrocardiógrafo.

8

' . i \

La disposición especifica que guardan 10s electrodos recibe el nom - Habitualmente son 12 las derivaciones-uti1 izadas; -

s

bre-de "derivación".

que a continuación se describen:

Tres derivaciones bipolares de miembros llamados DI, DI1 y DILI.

Tres derivaciones unipolares de miembros, llamados AVR, AVL y AVF.

Seis derivaciones precordiales, llamadas V1, V2, V3, V4, V5 y V6.' !

I 3 DERIVACIONES BIPOLARES

Las derivaciones bipolares son mediciones de los voltajes genera--

dos por el corazón, registrados por medio de dos electrodos que tienen -.-

igual importancia en la derivación y están aproximadamente a la misma di2

tancia del corazón.

LBE 3 derivaciones bipolares de miembros se consiguen disponiendo - los eléctrodos de la siguiente manera:

D1: brazo izquierdo (+) y-brazo derecho (-)

DII: pierna izquierda (+) y brazo derecho (-)

DIII: pierna izquierda (+) y brazo izquierdo (-)

En todos los casos la pierna derecha es electrodo activo, mas adelan -

te se explica el circuit8 controlador y retroalimentador de la misma.

Los electrodos se colocan sobre las muñecas, y un poco arriba de los

to bi 1 1 os.

s

t <

s

Cada una de estas derivaciones registra la diferencia de potencial . entre los puntos positivos y negativos que se conectan.

SEGUfDOR SEGUIDOR

D2

Figura 1.3

, SECUIDOR -

I D3 1

La figura 1.3 muestra pictoricamente las descripciones anteriores para

la colocación de los electrodos para el registro elec$rocardiográfico.

1.4 DERIVACIONES UNIPOLARES -

Son mediciones de los voltajes generados por el corazón, detectados -- por un electrodo "explobador" que es el importante para estas derivaciones,

y un electrodo "indiferente" que sirve de complemento.

. \ I

( '

E l electrodo indiferente tiene dos posibilidades; Ubicarse muy lejos e

del corazón o conectarse a un punto terminal conectado 6 un'potencial de -- valor cero o cercano a cero, conocido como Terminal C.entra1 de Goldberger - (CTG)

i

Las derivaciones unipolares se toman en los miembros . - 6 en .el t&x. -

Las tres deriyaciones de miembros se consiguen con la siguiente dis-- e .

posición de los electrodos.

AYR:

- AVL:

AYF: -pie izquierdo (+) y la CTG(-)

brazo derecho (t) y la CrCI-1 brazo izquierdo (+) y 13 CTG(-)

SEGUIDOR .

AMPL.DE MODO

O ER I VA C I ON

AV R

U

Figura 1.4

AVR: Mide l a diferencia de wltaje existente entre el brazo derecho

y el punto de unión dado por el brazo izquierdo y la pierna izquierda,

.

5E W D O R 0

DE - - - VOLTAJE, +

AMPL DE MODO 4

*

OERIVAC ION

AVL

‘.

Figura 1.5

AVL: Mide la diferencia de voltaje entre el brazo izquierdo y el punto

de unión del brazo derecho y la pierna izquierda, o central de Goldberger.

. SEW I D6R

AMPLDE MODO

Figura 1.6

D ER I VAC I O N AV F

AVF: Mide la diferencia de voltaje entre el pie izquierdo y el punto

dado por la unión de brazo derecho y brazo izquierdo, que constituye también

la central terminal de Goldberger.

. * . . \

Resumiendo la central terminal de Goldberger se obtiene uniendo los - electrodos de los dos miembros que se están explorando. Por'consiguiente, - cada derivación unipolar registra una diferencia de potencial entre el miem 1 -

bro explorador y el potencial promedio de las otros dos miembros.

a

1.5 DERIVACIONES PRECORDIALES '.

Las Gzrivaciones unipolares del tórax son las llamadas precordiales; - las seis derivaciones precordiales, se consiguen disponiendo como sigue a -

-

los electrodos.

VI n vs F Derivaciones precordiales. posiciones del electrodo erploredor sobre el tbrax. y central

terminal de Wilson.

FIG. 1.7

Se conecta el polo positivo del electrocardiógrafo a un electrodo pre-

cordial apropiado, y el e7ectrodo.de la Central Terminal de Wilson (CTW) se

conecta al polo negativo.

AMPL BE MODO

COMUN

DERIVACIONES PRECORDlALES

. __ FIG. 1.8

La central terminal de Wilson se forma uniendo los

quierdo mediante resistencias, de modo que su potencial

,, -.- .

brazos y el pie iz-

combinado puede c o ~

siderarse siempre igual a cero. Por consiguiente, cada derivación precor- - dial registra l a diferencia de potencial eléctrico que se presenta en el

punto explorado.

-

Posición del electrodo explorador precordial en el tórax.

V1: 40 espacio intercostal, en el borde derecho del esternón (+) Y la

CTW ( - )

V2: 40 espacio intercostal, en el borde izquierdo del esternón (+) Y - la CTW (-)

- V3: Punto medio entre V2 y V4 (+), y la CTW ( - )

V4: 5s espacio intercostal, a nivel de l a línea medio clavicular (+) y

la CTW ( - )

V5: Línea axilar anterior, a la misma altura que V4 (+) y la CTW (-1

V6: Línea axilar media, al mismo nivel que V4 (+), y la CTW (-)

!

4

1 . ;CAPITULO 2

Electrodos

PROCESAMIENTO BASIC0 DE LA SEÑAL - ELECTROCARDI OGRAFICA

4 - 7 1

,+.Circuito( s) Se1 ector de Amp1 if i cador Ai sla Registro

,

r

Una de las formas simples de procesar la señal de E.C.G. es amplifi

cando esta señal desde amplitud del orden de milivolts, detectados en la?-

de Protección3 r derivaciones' miento L I

superficie del cuerpo, a niveles mayores (Ivolt Tipicamente) que pueda ser

presentados en un osciloscopio a través de dispositivos electrónicos y la

circuiterfa electrónica necesaria.

Un diagrama a bloques del dispositivo desarrollado el siguiente:

Fuente de Poder

1 1

F i g : 2.1

Los electrodos son colocados sobre el paciente y la señal generada por

el corazón es captada por los electrodos, los cuales deben estar limpios y

brillantes, paro garantizar que el registro esté libre de interferencias -- de corriente alterna, temblores u otros defectos, recordando que la aplica-.

\

* \

ción de las correas debe s'er firme pero sin demasiada presión, pues esto - causaría malestares y temblores en el paciente. .

s

Esta señal es transmitida por el cable del paciente al electrocardió--

grafo.

Las funciones básicas del equipo son pues, captar las señales del Cora '.

zón, amplificarlas y registrarlas.

El circuito de protección está diseñado para proteger al paciente de - las corrientes inversas inducidas por electrocauterios y unidas de desfibri -

1 ación.

El selector de derivaciones opera en base a interruptores que seleccig

nan una de las 12 posibles derivaciones.

El amplificador de instrumentación en modo diferencial, amplifica las

señales diferentes y rechaza la interferencia eléctrica, esto es, señales - y de modo común. Este amplificador puede tener un control de ganancia fijo o

variable también dentro de este bloque se encuentra el sistema de filtrado

que se utiliza para fijar el rango de frecuencias adecuadas para el paso de

la señal E.C.G. -

Esta configuración tiene la característica de presentar una relación - de señal -ruido adecuada, porque los artefactos , (señales indeseables) como los potenciales eléctricos generados por la actividad muscular de donde tie

ne que ser prácticamente eliminadas al filtrar, ya que si la frecuencia de

corte es demasiado alta o demasiado baja, se presenta distorsión de la se--

-

ñal el ectrocardiográfica.

5

\ *

Los circuitos de ampiificación que se usan directamente con pacientes, *

requieren de aislamiento eléctrico. - Este circuito aisla al paciente y al amplificador de una tierra física

del sistema de registro, y previene de corrientes de fuga menores a 10 mi--

croamperes que puedan circular a través del paciente.

'.

2.1 PROBLEMAS' DE INTERFERENCIA

EN EL REGISTRO

( Interferencia: Un problema a resolver durante el desarrollo de este -

proyecto, fue el de la reduccih del ruido o interferencia.

Una de las mayores fuentes de interferencias son los sistemas eléctri-

cos de potencia. Las líneas eléctricas en las paredes, pisos y techos, así

mismo, los cables alimentación de los diversos equipos ubicados en el área

donde se efectúan los registros electrocardiográficos.

Los campos eléctricos están presentes cuando existen voltajes en las - líneas y circula corriente a través de éstas. Las capacitancias existentes

entre las líneas de potencia y el equipo, generan corrientes que fluyen a - través del paciente, los alambres de toma de señal de E.C.G. y el prototipo

di señado.

E l manejo de este tipo de señales depende principalmente de la capaci-

dad del amplificador diferencial de rechazar a estas señales. Estos volta--

jes aparecen a la entrada del amplificador diferencial al mismo tiempo, por

.

lo que son señales de modo común.

C l I I .

\

FIG. 2.2

e

Modelo para calcular la magnitud de interferencia ocasionada por voltajes - de la línea y lámparas fluorescentes.

I ZD : Impedancia diferencial ZG : Impedancia a tierra ZlYZ2: Impedancia debida a 1

el ec trodos . FIG. í!-3

os

- 14 -

\ e

< '

Solamente las señales . . diferentes, {yoltaje diferencial) s ~ n amp1 ificadas. I

. S i los cables de los electrodos no estan blindados, la riiagnitud de la -

interferencia puede causar problemas en el registro de la señal de E.C.G;,

esta situación se puede representar con el modelo de la figura 2.2

Asumiendo que la resistencia interna del cuerpo es cero, .. '.

' ésto es debido a que el campo elétrico de corrientealterna (C.A.) - 4 produce cambios en los potenciales de cargas estdtícas electricas al rededor

de una tierra, y ocurren desplazamientos de corriente que fluyenra tierra - por medio del camino de menor resistencia, también se asume que ZEN y ZD, - son las impedancias de entrada del amplificador , y que Jas corrientes apa-

readas dentro de los cables de los electrodos fluyen a través de la impeda9

cia asociada a esta y la impedancia de tierra ZG.

El voltaje que aparece en la entrada del amplificador es:

VA - VB ... Ec: 2.1 -

Real izando el andl isis del circuito tenemos:

Reacomodando y sustituyendo el valor de Vc se tiene.

VA = Z1 ID1 + (ID1 . . + ID21 eZG (1 1

I

. I

< . \

Restando ambas ecuaciones

VA - VB = Z1 ID1 - 22 ID2 . Siendo éste el voltaje de entrada al ,amplificador.

Si las impedancias de los dos electrodos es la mis -

ma, entonces:

Z1 x ID1 = 22 x ID2

VA - VB = O

‘.

Siendo el factor de interferencia cero, pero un desbalance en la impe-

dancia de los electrodos, ocasionará una corriente que pueda desplazarse a

través de éstos, ocasionando una interferencia.

Un ejemplo de esto se tendría si asumimos que la diferencia de impedac

cia de los electrodos es de 5000 ohms, en este caso:

ID1 = ID2 = ID = 6 x 10’’ A.

VcA = VA - VB = ID ( Z l - 22) = (6 X 10‘’ A ) 500 (ohms).

VcA = VA - VB = 30 micro volts

ID = 6 X 10’’ A es un valor experimental obtenido en un cable de deri- ? -

vación no blindado de tres metros de longitud.

Este valor de voltaje de interferencia es aproximadamente el 3% de la

señal de E.C.G.

. i -

d e

Fig: 2.4

Este tipo de interferencia puede ser reducido uti1 izatido amp1 ificg.

dores con una alta impedancia de entrada y una alta relación de rechazo - de modo común, y minimizando.la impedancia de los electrodos de entrada - de la señal y la diferencia de impedancia entre estos. También la inter-

ferencia es reducida al utilizar cables de paciente blindados, así mismo,

aterrizando el blindaje del electrocardiógrafo. (Debido a esto, se blih- d Ó d - prototipo diseñado con una caja de aluminioaJ circuito impreso y - la fuente de alimentación, conectando a tierra física este blindaje).

.

Otra fuente importante de interferencia son las líneas eléctricas

de potencia, que originad inducción magnética, Estos campos magnéticos in ducen voltajes dentro del lazo formado-por los cables de derivaciones del

paciente. La inducción del vol taje es proporcional al área formada por --

- - 17

. \

estos cables.

da por los cables, al trenzarlos para disminuir el brea.

Esta inducción se puede disminuir al reducir el área form& L

-

. . .

Rcduccion del area,

Fig: 2.5

‘.

La interferencia electromagnética radial producida por fuentes c e r o

nas de potencia radial como son televisión, radio, equipos de electrociru-

gía o de diatermia, pueden aparecer en el sistema de registro de E.C.G., - debido a la no linealidad de la unión de los semiconductores (ocasionalme2

te también esta interferencia y e d e introducirse por la interface formada- . -r por el electrodo y el electro1 ito) , se rectifica y demodula. Frecuenteme!

te puede ser eliminada al formar un corto circuito en las terminales de -- entrada del amp1 ificador por medio de capacitancias pequeñas, (ie:470pF) - las cuales actuan como circuitos cortos para señales de radiofrecuenciaIy

como circuitos abiertos para la señal de E.C.G.

Conviene recordar aquí que tanto los capacitores como los inductores

poseen reactancia: La reactancia es semejante a la resistencia; siendo - de hecho un tipo de resistencia, pero el valor de la resistencia (R) es -- independiente de la frecuencia de l a corriente o del voltaje que se aplica,

. 9

. . \

* Nientras que .la reactancia (P.C.) dci .UR capacitor o de .un..in4uctor' (Rt) dg pende de la frecuencid'(f).. .

. . * . . . . . - . . - . -

Para un condensador, la reactancia Rc disminuye a medidii, que la frg . . . . cuencia aumenta y viceversa.

La reactancia de los condensadores se define en términos de frecrieh

cia como:

*A& = 1 2 n fc

.-

Donde

$Ad: Es - 4 a;reactanci a

C : Es la capacitanc

F ::La frecuencia de

q. La constante 3.1

de un capacitor

a del condensadw en farads

la señal en Hertz

16

. .

La resisterlcia que un condensador ofrece al flujo de la corriente, disminuye a medida que la frecuencia aumenta.

te directa (CD.),

como un circuito abierto 'o una rotura en el alambre. Con una señal de - muy alta frecuencia (f = (D ) , un condensador parecerá un corto circuito o un tramo de alambre con una resistencia muy baja.

Para una señal de corrien -

la frecuencia es cero (f = O ), y un condensador actúa

I

. , I

. \ C&PITULO , 3

ESTANDARES INTERNACIONALES COMUNVENTE ACEPTAPOS PARA . EQUIPOS DE ELECTRCCARDIOGRAFIA

'- La utilización de equipos electrónicos para el registro de señales

bioeléctricas como es el caso de la electrocardiografica, la electroen cefalografica y la electromiografia, que son de 10 mas importantes en-

la medicina clinica, propicio que se tuyiera que establecer nomas de-

operación para llevar a cabo el registro de estas senales, así como de

estandares adecuados para el diseño y construcción de diferentes equi-

pos de registro y procesamientos de la señal de interés.

Para lo cual para obtener señales bioeléctricas lo más fielmente - posibles, es necesario que los diferentes equipos cuenten con un míni-

mo de requerimientos o características técnicas por ejemplo limitar el

ancho de banda de respuesta;en frecuencia a el instrumento de medición,

estandarizar la sensibilidad para la misma prueba entre otras mbs'que

mas tarde d e apuntaran para el prototipo diseñado, para que así, al -- tomar el mismo registro a diferentes personas estos sean realizados -- con las mismas técnicas y estandares, y la respuesta a una señal de --

-

entrada convencional, resulta la misma en ambos equipos, además de cut~

plir con los requerimientos establecidos para cada tipo de registro.

Las normas para el registro y procesamiento de la señal de E.C.G.

fueron reportados por el consejo de Medicina Física de l a asociación - americana de medicina (A.M.A.) y la asociación americana del corazón - (A.H.A.)

I

I I I I

- (

!

\ <

El reporte más rec

de 1967, en el. ’cual se

. I

ente, editado por la AHA, fué publicado el año

establecen las características que debe ‘cumplir

todo aparato de registro para que la señal bioeléctrica sea producida-

con los mínimos problemas de interferencia, además de las caracterfst.

cas necesarias que los dispositivos y arreglos electrónicos deben cum- \

pl ir para lograr una señal con caracterfsticas adecuadas. Estas takas terísticas deben ser cubiertas por todo aparato que se pretenda dise--

ñar para el registro de señales biomédicas, además de cumplirlas estric

tamente si se pretende comercializar dicho equipo:

3.1 REQUISITOS NECESARIOS PARA MONITOREO

ELECTROCARDIOGRAFICO

1 .- Resolución del sistema, 1 inearidad y distorsión lineal. El re--

\

gistro de salida debe ser una representación lineal de la señai-

de entrada, y los valores de amplitud de las señales pico a pico,

no debera tener una desviación que exceda el 5% para salidas en-

tre‘5 y 50 mm. Cuando se utilice un registrador de papel con -- una sensibilidad de 10 mn x 1 mV.

-

2.- Alta impedancia de entrada: 500,000 ohms entre los electródos 0-

instalados en el paciente y tierra.

\

‘ 1 . < .

3.- Un rango de l a re lac ión rechazo de modo común (RRMC) de 1000 a 1 en e l

rango de 45 a 65 Hz, y un desvalance ent re l o s electródos a lo más de

500 ohms. En términos algebraicos.

*

RRMC > 60dB

RRMC = 20 LOG. Ganancia D i fe renc ia l ‘. Ganancia Común

RRMC [ d e ]

4.- Una respuesta a l a frecuencia plana de 2 0.5 db desde 0.14 a 50 Hz, y

de f 3 db desde 0.05.a 100 Hz.

E l por qué se requiere de una a l t a impedencia de entrada l o descr ib i re -

mos a continuación.

La impedancia de entrada l a podemos representar como una impedancia de

entrada de modo común (Zcm) y o t r a impedancia de entrada de modo d i feren- - c ia1 (ZD) a 60 HZ.

La impedancia de modo común (Zmc) es l a impedancia medida ent re t i e r r a

y las dos entradas del ampl i f icador A y 8 cuando éstas son conectadas a l - -

mismo tiempo. I .

Estos valores de l a impedancia común pueden ser igua l a Zen/2 para l a

configuración del aná l i s i s que realizaremos.

. La impedancia de entrada d i f e r e n c i a l ZD, será l a medida ent re l o s pun-

tos A y B.

.

. vi

'a4 6, P -L

3

A

dt

I

f :

fh:

.

f re c u e nc.14 i n f.e r i - r frecuencia 'superior

de

de

- corte

corte

I I I I I I I

f

f L

F ig: 3.1

RESPUESTA A LA

AMPLIFICADOR

Es necesario que ZD

como para que no ofrezca

tencial diferencial.

FRECUENCIA DE. UN

OPERACIONAL

sea lo

n i n'gún

fh

suficientemente

efecto de

HZ

grande

carga al PO

,

.

I

La impe.d%an.cia, de iriodo común debe s e r q?a,yot que. la impedancia d e . 1 0 ~ electrodos para minimizar los efec-

tos de desbalance de fmpedancia entre estos.

Debemos recordar que el cuerpo humano tiene algu- \ nos potenciales de modo común; el tremor muscular es

uno de ellos.

U n severo desbalance en la impedancia de los elec

trodos o en %a impedancia de entrada, puede generar - u n alto potencial en una de las entradas más que en - la otra. A este fenómeno se llama el efecto de divi-

sor de voltaje. Para calcular el valor de ZEn, es

necesario que el desbalance entre los electrodos de - 5000 o m s , no produzcan una interferencia mayor del - uno por ciento.

m

REALiZANDO EL ANALISIS DEL SIG. C I R C U I T O . A. I 1- I I

I t 2, - I ni Y . I

t V c m = Voltaje de Modo común

Fig : 3.2

- 24 -

\

\ .

. Pqra e l .d.fagrama a n t e r i o r de t i e n e . .

S u s t i t u y e n d o e l v a l o r de ID1 en l a e c u a c i ó n

V A - V c m = Z1 ( - V A ) zk n

VA + VA = Vcrn = VA (1 +Z,) = V c m . f ~ n ?E n

VA ( 5 21) = Vcm = V A = VCm( ZEn) ZEn ZEn + Z 1

De la misma forma fenemos

. .

V B = V c m ( Z " E n - - 1 7 '

Por lo c u a l Ya d i f e r e n c i a de p o t e n c i a l 9 3 e

VA - V B , a'surniendo que ZEn = ZEn = ZEn

VA - VB = VcmZEn [ ( l/ ZEn + Z l ) - (1/ZEn + Z Z ) ]

- 25 -

. ,

I

. * \ I I

C '

Redu.ciendO estq ecuqcióq. tenemos, .. - . . .

1' VA - VB = V c m ZEn [ 22 - Z 1 Z1 22 + ZEn fZi + 22) +(ZEn?

Asumiendo que 22 y Z 1 son mucho menores que ZEn

VA - VB = V c m Z E.n [_ 'Z2 . - Z 1 3 ( ZEn.)* .

- = Vcrn(z2 - zi) . ZEn

Despejando ZEn tenemos:

Z = V c m r Z Z - Z i l E n

VA - VB

Si tenemos un voltaje de interferencia de 10 micro

volts ( 1 0 y V ) y el promedio de l o s potenciales de

modo común es de 10 milivolts (lOmV); entonces te-

- -

nemos que l a minima ZEn para prevenir interferencia

es:

ZEn = 10 x 10-3 V ( 5 X lo3) =5Mohms q 60Hz _c

10 x y

I

I \

' C '

Esto e s asumiendo u n desbialance de imped.qncia-de . . - . l o s

e l e c t r ó d o s de 5000 ohms:

'.

Una impedancia Zen 'puede s e r de M ohms 'cuando l o s po-

t e n c i a l e s de modo coman.son s u p e r i o r e s a 100 mV Q u n d e s

ba lance de impedancias en l o s e l e c t r o d o s de 50 ,000 ohms,

ambos y a l o r e s pueden s e r i r r e a l i z a b l e s , excepto cuando - s e p r e s e n t e e l c a so que s e u t i l i c e n a l t o s p o t e n c i a l e s , - como cuando se' u t i l i z a n equ ipos de e l e c t r o c a u t e r i z a c i ó n .

I

La ecuac ión mas genera l pa ra e l a n á l i s i s a n t e r i o r e s :

En e s t e d i s e ñ o s e r e q u i e r e l a r e l a c i ó n de (VA - VB/Vcrr,)

s ea menOr de 0 .001.que e s e l l í m i t e de i n t e r f e r e n c i a de l - 0.1 %

S i s e balanceari I n impedancia de l o s e l e c t r Q d o s , ( i e - 21 = 22 = 10 K ohms,) también s e pueden p r e s e n t a r p r o b l g

mas en l a s impedancias d i f e r e n c i a l e s ZEn y Z E n e s t a s pue- 9 39

. den no s e r i g u a l e s por e jemplo u n caso ex t r año en e l cua l

- - 27

. \

demos analizar cual puede ser el resultadq de es'to' y que

porcentaje de interferencia puede intro'ducirse a 'nuestro sistema. Asumiendo que el voltaje de modo cornfin sea de-

V c m = 10mV. y 21 = 22 = 10K ohms Sustituyendo en la ccu-

ción.

r 1

Con lo cual una impedancia de entrada de 5 M ohms nos-

origina una interferencia del 0.2 %.

También se pueden calcular los valores para la impeda1 cia diferencial (ZD), pero generalmente el criterio de -- que Z D debe ser 2 0 'veces la suina de la impedancia de l o s -

electrodos. -

Asumiendo que Zl y Z2 tengan u n viilor cada una de 10,000

ohms, entonces Z,, Podrá ser menor de 400 000 ohms.

DebemQs recOrdar que la impedancia puede disminuir a l - existir capacitancias parásitas en el cable de toma de se-

ñal; por lo cual se recomiendan cables cortos de aproxima-

damente 12 pies ( 1 pie = 30.48 cms,) = 3.65 m.

i ' \

utiliztín mallas de resistencias (.arreglo de resisteqciqs)

como las q u e son utilizadas en. las der.iyaciones AVR, A V I ,

AVF y las derivaciones precordiales .(Y)

5.- L a central terminal de Wilson'(CTW) requiere en

cada uno de l o s tres arreglos resistiyos prome-

diadores, q u e las resistencias sean de al menos

333 K ohms.

La AHA recomienda q u e estas resistencias de4

Este resistor,' ubicado en cada' una de las deri-

vaciones, previene que exista degradación del - potencial cardiac0 promediado.

Un resistor coqpensador, equiy,alente a la - combinación en paralelo es necesario en la otra derivación

para el balance de impedancia de los electrodos. Que se - utilizan al registrar una derivación.

Estas impedancias, en serie con l a s entradas

al amp1 ificador, inirementán grandemente los requerirnien--

t o s de ZEn y ZE;'. 9

\ I

s

ExpuestQ IQ aqterior podewos consi4.esra,r 'que .8P .diseñar

u n amplificador se deben'tomar en 'cuenta l o ~ s'i'guientes -- factores :

. -

A ) . - Una impedancia de entrada may.or a 5 M ohms para '

llevar a cabo l os registros O!, D I ! y D I , , , si - tomamos en cuenta l a interferencia de corriente-

alterna (CA) causada por el efecto del divisor - de voltaje.

€ 3 ) ~ Para las deri'vaciones AVR, AVL AVF (deriyaciones

unipolares de miembros), y V'(derivac1ones pre--

cordiales) aparte del punto anterior se requiere:

I .-

1 1 . -

1 1 1 . -

Una muy alta impedancia de entrada ZEn

A l g ú n dispositivo acoplador de. impedsncias, como

u n seguidor de vol taje ('buffer) ,' ubicado después de las resistencias promediadoras.

-

Un métodD de retroalimentscion a la pierna dere- chd para cancelar l o s potenciales de modo común,

(Vcm) e1 cual es causa de problemas.

070713 i '

\

La. y e . n t a j q en -1q uti.lizscibn de acQ.p!a,dores .de ippedan

cias (se'guidores de ioltaje, o buffer). también llamados -- preamplificadores, es la reduction de interferencia provo-'

cada por el inbalance de las iinpedancias en los electrodOs

en la eliminación de interferencia causada por corrientes

de desplazamiento en el cable de deriyaciones. '.

También la impedancia de entrada de u n smpli.ficador -- ubicado despugs del preamplificador puede ser menor, debi-

do a qúe la impedancia de salida del preamplificador es -- del orden de 1 ohm; haciendo que el desbalance de impedan-

cias sea despreciable.

Otro de l o s usos de este tipo de se'guidores de voltaje

es cuando el cable de paciente representa una ciirga capa--

citiva importante para la señal, 1 0 que dismi'nuye la posi-

bilidad de registrar componenetes de alta frecuencia de la

señal.

Este problema se re'suelve al colocar u n amplificador - de "electrodo", de ganancia fija para cada electrodo.

..

.

\

1 e

b

Estos . - qmpl i f i c i i do res . . se conectan. .a,'/ p a c i e n t e por a c g

p lamiento d i r e c t o y deben r 'eunir \ a s s i g u i e n t e s c a r a c t e - .

b ) . - B a j a r e s i s t e n c i a de s a l i d a '.

r í s t i c a s :

l e s de modo común. I

1

Se u t i l i z a e l s ' i 'guiente c o d i g o de c o l o r e s pa ra e l c q

b l e de p a c i e n t e y l a pos ic ib r i de e s t o s en .el 'cuerpo.

SegQn l a s normas i n t e r n a c i o n a l e s (de l a ame.ricat$ Hea r t

A s o c i a t i o n ( A H A )

"RA" Brazo derecho b lanco

IfLA" Brazo i z q u i e r d o negro

"LL" P i e r n a i z q u i e r d a r o j o

.. "RL" P i e r n a derecha yerde

.. I fC" .. Pecho café "V14' Ca f é

I ' Y 2 " Café . . .

" V 3 " Cafié . . .

I 'V4" C a f é

.

5

\ < .

.. 'qY5" Café

t t V6H C.af6

s

I 1 '. 1

CAPITULO 4 I

PARAVETROS FUNDAMENTALES DE LOS AMPLIFICADORES . - I

BIOELECTRICOS . .

Los amp1 ificadores bioelect.ricos deben 'cumplir indepea

dientemente de 'su aplicación con' una serie de caracterlstL cas en coman, 1 0 que justifica 'su amplia utilización.

Las características: Básicas que d,eben reunir amplia-

mente los amplificadores Bioelectricos son:

* Alta sensibilidad (ganancias de yQltaje mayores a - 1000) -

* Capacidad de procesar señales prQyenientes de ''fuen

tes" .. de alta impedancia interna; (la impedancia del

electrodo, además de las caracterfsticas de conduc-

ción d.el teJido que separa .el electrodo de la fuen- te fisiQ16gica de la señal).

* Capacidad de Amplificar. señales- de muy poca amplit--

tud, genera1mente:cer'cana a l 'ruido inherente de l o s

dispositivos electrónicos.

\

. * En general, deben de tener .un .gncho de banda amplio

esto es, amplificar señales con u n contenido de f r g

cuencias que abarcan el orden de 10 octavas o más.

(AA DESCRIPCION DEL AMPLIFICADOR OPERACIONAL

El amplificador. operacional se puede considerar como -- un amplificador' universal debido a 'su versatilidad y la f a c l -

lidad con que se puede utilizar en una gran Variedad de a p l i

caciones. En l a mayoria de las aplicaciones prácticas se - fija su ganancia, mediante dispositivos externos elementos

pasivos; resistencias) en base a criterios de retroalimenta-

ción. El simbolo básico para el amplificador operacional - es:

L Fiar 4-1

O - I + I- I

V1 I 1

. C I R C U I T O EWIVALENTE DEL AMPL

OPERACIONAL. - - - - 34 -

- - - ^xL-s - - - - f -- --- ---- b _ -"--*-&~** --I*I _ y_

CIRCUITO' EQUIVALENTE DE UN AMPLIFICADOR

. OPERACIONAL

En general dispondrá de dos terminales de entrada y una salida. Una - señal conectada a la terminal inversora ( - ) da como resultado una sal'ida dg

fasada 180' con respecto-a la entrada. Si se conecta una señal a la entrada

no inversora (+), las señales de salida y entrada estan enfase. El amplifi

cador operacional se considera como un dispositivo analógico 1 ineal, aunque i

se utiliza tanto en aplicaciones lineales como no lineales.

4.2 SERALES DE MODO COMUN Y MODO

DIFERENCIAL

En general, las señales de entrada a un amplificador diferencial con-

tienen dos componentes; una señal en modalidad común y otra en modalidad de

diferencial. .E-l vol taje de señal de modal idad común; Vc, es el promedio de

las dos señales de entrada V 1 y V2, Vc = ( V i + V2)/2. La señal en la moda-

. lidad de diferencia, Vd, es la diferencia entre las dos entradas; - - - - [Vd = V1 - VZ]

de modo d i f e r e n c i a l , s in ' embargo, l a sen,al en rnodo;común se -

a m p l i f i c a también hasta c i e r t o 'punto. La razón de rechazo de

modo común ( R R M C ) , que s e d e f i n e corno la razón de gananc ia .F

de v o l t a j e de l a seña l de d i f e r e n c i a , a l a gananc ia de v o l t 3

j e de l a s eña l en modo común, e s u n a c i f r a de m é r i t o pa ra L

l o s a m p l i f i c a d o r e s o p e r a c i o n a l e s . 'CuantiQ mayor s ea e l v a l o r

de RRMC, t a n t o mejor s e r á e l rend imiento de' un a m p l i f i c a d o r

o p e r a c i o n a l .

i

. . . . . . ~ . . RRMC= A d i f e r e n c i a l = E= X A = Ganancia

A modo coinGn A h

E l r echazo de modo conifin RRMC usualmente s e e x p r e s a en

d e c i b e l e s dB; A e s l a gananc i a .

RRMC = 20 l o g X

4 . 3 * A N C H O DE BANPA

Recuerdese que e l ancho de banda de u n a m p l i f i c a d o r s e - d.ef ine como l a gama de f r e c u e n c i a s shbre l a c u s 1 , l a gananc ia

permanece d e n t r o de 0.707 de su v a l o r máximoamedk'banda.

Las f r e c u e n c i a s a l a s que l a gananc ia e s de 0 . 7 0 7 ' s e denom1

nan f r e c u e n c i a s de c o r t e .

I

< '

.

a O c KJ C KJ

13

.-

-

f i . 7 0 7 I

e I BW.. .

1 I ..

. h ' I I

'.

f L

F i g : 4.2

f H

Grafica de la res'puesta en frecuencia de un ampliflc2 dor.

fL = frecuencia inferior de corte

fH = frecuencia superior de corte

B W = ancho de banda

Los amp1 ificadores bioeléctricos- procesan l a difere-

cia de potencial existente entre dos electrodos, referidos

a un tercero, común a este.'identificado como tierra.

Ecuación característica de una amplificador operacio-

nal.

.

a

\ .

Ecuacion caracteris tica del amptificador operacional,

Entrada no Vi i n v e r s o r a

o - vo

c Sal ida .)

v2 '

\

F i g 4.3

REALIZANDO EL ANALISIS DE UIJ AMPLIFICADOR DE DIFERENCIAS

F i g : 4.4

4 . 1

I

V O = A VA .t A/Vc - AVS Eliminando términos semejantes. '.

B s f , el amplificador diferencial tiene l a propiedad de suprimir tensiones que existen cor\ l a mismaanpli'tud y fase- de ambos electrodos (Vc, tensión de modo común) y de ampli- ficar l a diferencia de potencial desfasadas 180' (VA - VB), que es e l potencial "diferencial''. Para un amplificador d i - ferencial ideal.

Una técnica muy usada para l a medición de l a razón de - rechazo de modo comGn, es conectando las elitradas del ampli - ficador de l a siguiente forma: a). medición de l a ganancia diferencial.

Ganancia en modo diferencial. - -

, \ <

b) l a ganaqcia para el modo diferenctal se tiene al co nectar l a s ‘entradas del amplificador como se ilustra en l a figura 4.6.

AVent

+

ent

Ganancia en modo comun.

, o

Usat-

Fig. 4.6

.

E l rechazo de modo común es la razón de l a ganancia

diferencial entre l a ganancia de modo co‘mún.

Ad/Ac

. . R R M C = 20 Log. Ad [de]

Ac

- 40 -

1

!

* I

I

\ 078773 \

4.4 abI$E@O DEL, C I R C U I T Q CONTROL,A‘DOR . . . . . -

DE LA PIERNA DERECHA .. . . . .

Mencionamos anteriormente que‘ una de l a s fQrmas pqra d i s m k - nuir el voltaje de modo comUn (Vc) es l a utilizaci6n de u n -.

sistema de retroalimentación a la pierna derecha,la raz6n del

por qué de disminuir los yoltajes de modo común, se debe a -

I ,

que este puede ser transformado a un voltaje diferencial si-

existe u n desbalance en la impedancia de los electrodos, es-

entonces deseable minimizar Vc colocaqdo un tercer electrodo

al paciente. Este electrodo forma una trayectoria de baja - irnpedancib entre el paciente y el amplificador común, de tal

forma que Vc sea;pequeña. Este sistema de retroalimentación

es utilizado en l o s equipos que amplifican sefiales bioeléc--

tricas.

L q utilización de este circuito dentro del sistema desa--

rrollado se debe a las características de este,>l análisis

del sistema es necesario para comprender su funcionamiento.

4.5 D E S C R I P C I O N PEL C I R C U I T O

La fig. 8 , 7 muestra l o s componentes del circuito, las dos . . .

resistencias Ra, promedian el voltaje del par de electrodos

que sensan Vc. El amplificador A3 amplifica e invierte e 2

te voltaje y lo retroalimenta a través del tercer electrodo.

- 41 -

. \

El tercer electrOdo es colocqdo en la pierna d-erecha, de E.\

ahí el nombre de.lcircuito.

n A

200 h'q

2

ClRCUiTO MANEJADOR DE LA PIERNA '

DERECHA

f i g : 4.7

DESCRIPCION DE fERMINOS

v 0 , - Cb, C S , -

VC.- I d , - Ra.-

A1,-A2.- Re2, Rel. R1, Cl.-

Ro.- Rf.-

Voltaje amplificado p o r A3 .Ci! acitiincias parásitas Yo ! taje conún Corriente de desplazamiento Resistencias promediadoras Seguidores de voltaje Resistencia d e electrodos Filtro para frecuencias dentro del Rango de radio frecuencias Resistencia limitadora de corriente Resistencia par3 amplificar

'.

\

\

CIRCUITO EQUIVALEPITE DEL CONTROLADOR DE .~

LA PIERNA DERECHA

C I R C U I T O EQUIVALENTE DE L'A FIGURA: 4.7 -

L o s valores de Re2/2, R a / 2 , y 2C1, se deben a que en este

circuito equivalente, se toma en consideración que l a s resis--

tencias y capacitores anteriores se encuentran en paralelo, -'-

siendo las relacioves anteriores el equiyalente de estas.

.

*

*

Para comprender el f w i o n a m i w t o . . y uso . . dentro . del Qjse - ño de l equ ipo de7 c i r ‘ c u i t o manejador de l a pierna derecha -- -

r e a l i z a r emos e l análisis ‘furiciontt’l de l mismo. . .

De acuerdo a e ? c i r c u i t o a n t e r i o r , obtenemos las siguien ‘.

t e s r e l a c i o n e s :

PespejandO a Vc

- Por o t r a p a r t e s e t i e n e que :

- 44 -

a

de donde

e . y,", Yc l

Sustituyendo en l a e'cuqci6n

Vo = - ( 2 R f / R a ) Y , si 2Rf/. Ra = G

Sustituyendo V, en la e'cuqción obtenemos:

V, = ( R e i + Ro) id2 ' G Y ,

I

- 45 -

* 1

i

I

deramos que’ G ( Ganancia dada por Rp y Ro a traves del arnP1.i- ficador A3) sea mayor que Re, + Ro y obseryamos que Yc (Volt2

j e de modo coman) dismi’nuye a l ’aumentar el valor de la ganan-

cia (G) por l o cual entre mayor sea el valor de la gananciii.- menor será el voltaje de modo común en el paciente debido a - la retroalimentación hecha por el tercer electrodo.

La resistencia Ro no solamente cumple con la función de -proveer una amplificación, sino también la de limitar una co- rriente de fuga hacia el paciente, garantizando que esta no - sea mayor de 20 micro Ampers.

Se puede calcular el valor de Ro para u n c a s o crítico,-

para el cual el paciente pudiera llegar a tener aplicado un - potencial de 120 volts, al tocar accidentalmente la línea de

alimentación.

R = (120 V./2024= 6M ohms. 0 .

Siendo R, l a impedancla entre el paciente y la tierra,

necesaria; a fin pro’teger al paciente de transitorios es de

corriente que pueda fluir de A3 cuand.0 el circuito es encen-

dido.

\

\ e

s

4.6 ESTAf3XLiDAD DEL - _. CIRCUITO . I .. I - . . . _ . . .

A l seleccionar l a ganancia (G), es necesario el'egiria

dentro de un ring0 de {alores adecuados;'ya q u e la estabi-

lidad del circuito depende de está. '.

i

La fi.g. 4.9 muestra l o s compopentes de ma.lla cerrada

que pueden introducir u n corrimiento de fase de i8Oo, cau-

sando oscilaciones, Los amplificadores Al, A2 y A3, son - amplificad.ores compensados en frecuencia. Pado que A l y - A2 tienen ganbncia unitaria, estos no interyienen dentro - del corrimiento de fase para las frecuencias de interés. Sin

embargo, el amplificador A3 intro'duce U P p o l o en f = BIG - Hz, donde B es el prodlictc del ancho de banda. Ganancia,

(tipicamente 1 - 10 M hz) y G es la relación de resistencias,

definida por la ecuación

+

L

Circuito equivalente del manejddor de pierna derecha.

f i g : 4.9 - 47 -

\

Circuito e q u i u a ! e n t e . ~ a , n e j a ~ d o r _ . de- l a p i e r n a derecha ,

u t i l i z a d o p a r a ,el a n á l i s i s en fr:e'cqen.cias de l mismo.

En l a f i g . 4 . 9 también se obse ryan idos c i r ' cu i to s PC-

que pueden int ro 'duc i r ' u n cor r imientO de f q s e de -90eque- '

s e sumen a l o s -90' i n t roduc idos p o r .el a m p l i f i c a d o r ope 1.

r a c i o n a l .

Las r e s j s t e n c i q s en s e r i e Ro y R e l forman' u n f i l t r o -

E l --- p a s a b a j o s con 1 3 coqb inac ióv en s e r i e de Cb y C s .

c i r c u i t o indica, u n co r r imiento de f a s e en e l peor c a s o ,

pues to que hemos desp rec i ado l a capac i . tanc ia de l e l e c t r o

do .

R i Y C i actúen como u n f i l t r o pasa b a j o s 'que s e in--

c l u y e a la, ent rada de l o s s e g u i d o r e s de v o l t a j e , y l a f u l l

c i 6 n de e s t o s e s f i l t ra r a l a s a l i d a l a s f re 'cuencias que

pueden s e r demoduladas por l o s s e g u i d o r e s de v o l t a j e .

l a RRMC e f e c t i v a de l a m p l i f i c a d o r s o b r e todo a a l t a s f r e -

c u e n c i a s ,

Pero s i R 1 y Cl 'no fueran int ro 'duc idos , de todas for -

mas e x i s t i r 7 4 e s t o , e l problema dado que l a r e s i s t e n c i a - d e l e l e c t r o d o Rez y l a c a p a c i t a n c i a C1, e x i s t e e n t r e e l

c a b l e de d e r i v a c i o n e s y e l nodo común, po r 10 'que forma-

r i a n e l mismo c i r c u i t o .

CAPITUL~ 5 * ' . AMPLIFICADOR DE INSTRUMEIITACIQN . .. .

*

La característica esencial de un amp1 ificador de instruineqtación es

la ganancia alta, una impedancia elevada de entrada, baja compensación y-

una razon elevada de rechazo de modo común.

La ganancia alta es necesaria, porque el amplificador tiene que ser

sensible a las señales de amplitud muy baja.

La carga mínima en la fuente de señal requiere una resistencia de - La baja compensación es necesaria para la precisiórl en entrada elevada.

la medición que se realiza. /

Se requiere de un valor alto de la RRMC para asegurar que solo se - amplifique la entrada diferencial y que se atenúe considerablemente la -- señal común.

ANALISIS DEL AMPLIFICADOR DE INSTRUMENTACION

AMPLIFICADOR DE INSTRUMENTACI ON - 4s -

f i g : 5.1

VO

I

. Los ampl ificadores Al , A2 y A3, son ampl ificadores operacionales de

especificaciones s imi 1 ares.

Del circuito de la figura 5.1 se tiene que:

Vol = (VA - Vl) VOZ = (VB - V2) Ad2 + (VB + V2)

Ad1 + (VA + Vi) Acl

Ac2 ‘~

Expresando V1 y V2 en terminos de Vol y V02 tenemos:

voz - v2 = v1 - Vol = voz - Vol

R12 R11 R11 + R2 + R12 donde Rt = R11.i R2 + R12

De donde obtenemos:

V1 = P o 2 - Vol) ] R11 + Vol Rt .

V1 = VOZ R11 - Vol R11 i- Vol = Vol 1 - R11 t VOZ R11 Rt Rt L Rt 1 Rt

= p t ;tRll] Vol + VOZ R11

Rt

, \

c

1

070773 De l a misma forma obtenemos: -

+ "'1 R2' +' R11 R12

Sustituyendo estos valores tenemos:

'Vol = Va ([Adl + Acl]) + ' V1 (Ad1 - Acl]

V02 = VB ([Adl + AclJ) + V2 (Ad1 - Acl)

Vol . = VA (Ad1 + Acl) - (Ad1 - Acl) R11 Vol R2 + R12 R11

L

V02 = VB (Ad2 + Ac2) - (Ad2 - Ac2) R12 Fo2 (R2 +R1 lRl 1 )+ R t .

Despejando a Vol y V02 obtenemos:

v 0 g

Y

>> Considerando que (Ad - Ac) R1 + R2 R t

S i

\

Ad1 t Acl = a Ad2 t Ac2 = b . J Ad1 - Acl Ad2 Acl

De acuerdo a l o anterior.

vol = VAa[ - R t 1- v02

lR2 + R12J

Las expresiones anteriores

nes.

Vol

[ + R l J

[-.1 se reducen

e(

a las siguientes

Vol = a VA - b VB Rll R2

- aVA R12 R2

re1 acio -

\

\ ' i

I

. Para el caso de un amplificqdor . . ideiil tenemos; - Ac = O Ad1 = Ad2 R11 = R12 por 10 tanto

a = b = l

Asf Vol = VA (1 + Rl) -VB R2 R2

VOZ = VB (1 + ) -VA%. R2 R2

Por l o cual el voltaje de salSda diferencial ( Vod

Vod = Vol - VOZ = (1 + Rl) - VB R1 - VB (1 +A 1 - VA R1 R2 4 1- . R2 -1 R2

VOd = VOI - VOZ = VA(1 + Rl/RZ) - VB R1 - VB (1 + RI/RZ) + VA RJ R2 R2

Vod = Vol - VOZ = VA(1 + R1/R2 + Rl) - VB (1 .t R1/R2 + R1/R2) R2

Vod = Vol - VOZ = VA (1 i- 2RI/R2) -I VB (1 + 2R1/R2)

Vod = Vol 6 VOZ = (1 QRl/R2)

Para VA = -VB = 1/2 Ved

(YA - VB)

Vod = (1 + 2Rl/R2 (1/2 Ved - (-1/2 Ved)

Vod = (1 + ZRl/RZ)(Ved) \red = Voltaje de entrada diferencial .

. \

- = 'Od 1 + 2Rl/R2 . Ved

Para los voltajes de modo común

VA = VB = V común Vod = O

Para el caso real y analizando un caso pésimo en las relaciones de ye-

chazo de los amplificadores, para conocer el por qué se utilizó esta confi-

guración de amplificadores.

Conociendo que la ganancia diferencial a circuito abierto varía desde

un valor mínimo a tres veces este valor para un amplificador.comercia1.

Adif. min. < Adif. < 3 Adif. min

Suponiendo que la ganancia diferencial del segundo amplificador es - tres veces mayor a la del primero, para el caso peor.

Ad1 = 3 Ad2 y Acl = Ac2

CMRRl = 3 CMMR2 = 3 CMMR min.

- Ad1 + Acl - - CMMRl + 1 a = Ad1 - Acl CMMRl - 1

- Ad2 + AcZ - - CMMRZ + 1 = CMMRl + 3 b - Ad2 - .Ac2 CMMRZ - 1 CMMRl - 3

\

\ * i

Entonces yo4 = YQI - V02 toma l a fonna: . & A .

~.

Vod = CMRRI + 1 VA R2 + R11 - CMRRI + 3 YS. - R11 ..- CMRRl - 1 R2 CMRRl - 3 R2

CMRRl + 3 VB R2 + R12 + CMRRl + 1 VA R12 CMRRl - 3 R2 CMRRl - 1 R2

-

3 VA CMRRi + 1 - VB CMRRI + 3 =-I R2 CMRRl - 1 CMRRI - 3

Donde se observa que l a re lac ión de rechazo só lo depende de l a d i -

renc ia ent re los rechazos l o s operacionales, y no es una fuqción de l a s - d i ferenc ias en t re l a s resistencias R11 y R12, n i de l a ganancia R1/R2.

S i VA = -VB = 1/2 Ved Para un v o l t a j e d i ferenc ia l

Y para un v o l t a j e común donde

' VA = VB = V común .

1 Vod = - Rt [CMRR~ t i - CMRRl + 3 V común R2 CMRRI - 1 CMRRl - 3

I

Para 10‘cuaI e l rechazo efectivo es: .

Ved/ Ved = CMRRef = *-común

Lo cual reduce a

CMRRef = cMRR4

4

ClvlRRl + 1 t CMRRl +3

CMRRl - 1 CMRRl -3

CMRRl + 1 - CMRRl + 3

CMRRl -1 CMRRl - 3 -

CONSIDERANDO QUE 2

[CMRRI) >>3

Dado que cMRRl = 3cMRR min. sustituyendo esto en.1a ecuación anterior.

cMRRef = 3 cMRR min. 4

C_on lo cual e l rechazo efectivo es del 75%, este porcentaje de rechg

zo es elevado, y es l a razon principal por l a cual se ut i l i zo esta configu-

ración para el amplificador de instrumntaSiÓn, teniendo al mismo tiempo -- una a l ta impedancia de entrada.

I

i

. .

s

Una yez analizada la Is, etapa del amplificador de .ies,tyumentación, - .

es necesario analizar la 2a. etapa, en la cual la entrada es un voltaje -- diferencial dado por:

VOd = (1 + 2Rl/R2) (VA - VB) a1=1+2f3$R2

Para lo cual consideramos la segunda etapa como:

* . .

f ig: 5.2

Donde la ecuación cqracterística es:

VO = A(V1 - V2)

AMPLIFICADOR DE DIFERENCIAS.

2s Etapa.

AMPL I FI CADOR DE

DIFERENCIAS

2a. Etapa.

'.

I

\

\

Para el circuito anterior se tiene: s

Vo = A

V1 = R3 voz - y v2 = R1 Vol + R2 vo R4 + R3 R2 + R1 R2 + R1

c R3

Donde se utilizó el teorema de superposición, substituyendo V 1 y\.V2 - en la ecuación característica se tiene:

T

R4 + R3 11 Despejando a Vo

voz R4 + R2

J

I-

[!2 + RI ] "1 ' R2 RI + R2

VOZ - R1 - - A 1 i4 + R3 R2 + R1

- R1 - "01] R2 + R1

-

1 + R2 A R1 + R2

Para un vol taje cornfin VA = VB = V común.

.

- 58 -

,

\

Entonces : h

R2 A R 1 + R 2 1 +

'. Un rechazo in f in i to para V común implica que Vo = O para cualquier valor

de Vcom. para l o que ocurra, esto tendría que ocurr ir que:

- R 1 R 3 - R 4 + R 3 R 2 + R 1

La cual se puede escr ib i r como:

R 3 / R 3 - - R l / R l R 4 / R 3 + R 3 / R 4 R 2 / R 1 + R l / R l

- 1 - 1 R 4 / R 3 + 1 R 2 / R 1 + 1

1 + R 4 / R 3 = 1 + R 2 / R 1 -

' R 4 / R 3 = R 2 / R 1

Si R 1 = R 3 y R 2 = R 4 entonces

A ( V a 2 - V o l ) R1 = R1 + R2

- - - R1A (VOZ - - V o l ) R1 + (A + 1 ) R2

A R2 + R1 + R2

- - A (VOZ - V o l ) 1 + RE/RlA

Si - R2 A 1 R1

R1 (VOZ - V o l ) o sea Adif. = - R1 Acom = O vo = - R2 R2 '

Dado que en el amplificador de instrumentación utilizado el Vcom no es

cero, esto conlleva la necesidad de conocer cual debe ser la relación de gg-

nancia entre la primera etapa y la segunda, para obtener un rechazo Óptimo.

De acuerdo a la fig. 5.1 tenemos que la salida diferencial de la pri-

mera etapa para VA = VB = V común es:

V común Al CMRRl

V o l - voz =

4

. - 60 -

070773 \

Lo cual constituye una entrada diferencial para la segunda etapa, por *

lo cual genera una salida VoA dada pori

VoA = (Al AZ/CMRRl)Vcom Al = Ganancia de l a la. etapa

A2 = Ganancia de la 2a. etapa

Por otro lado, Vol no es cero para un V corn = O, al igual que VOZ sino:

= Vcom ,

Cuyo valor aparece en la 2a. etapa y contribuye a un voltaje dado por:

V común A2 ‘OB = CMRR2

Siendo la salida total la obtenida por la superposición de fuentes, - tenemos :

Por lo cual la ganancia de modo común es:

vo - Al A2 - A2 Vcomún ’ CMRRl CMRRE

- -- -

e \

La ganancia diferenc<i.al está dada por (Al) ( A Z ) por lo que la relación a

de rechazo efectiva es:

A l 1 CMRR2 + A 2 Al

CMRRl CMRR2 CMRRl

Dado que e l rechazo CMRRl = CMRRZ tenemos:

- - A l CMRRl CMRReft AI + 1

De acuerdo a l a relación anterior tenemos, que si la ganancia es máxi-

- - - ma en la primera etapa, el rechazo será mayor, por lo cual se eligió

A l = 100 y A 2 = 1 dado esto obtenemos:

CMRRl - - 100 CMRRl

CMRReft 101

Al mismo tiempo, para obtener la ganancia total de 1000, que es la re-

querida, se utilizó otra etapa de amplificación de 10, por 10 cual la ampli -

ficación total será de A l A 2 A3 = (100) (1) (10) = 1000, ya que el máximo - -

rechazo está asegurado, y la tercera etapa nos sirve para ajustar una ganan -

c i a exacta, ya que ésta es controlable a través de un potenciómetro en la - resistencia de retroalinientación.

I

CA PI TUL O 6

.

Un filtro se puede definir CONO u n dispositivo que s e

coloca entre las terminales de' u n cifcuito eléctrico para - modificar l o s componentes de frecuencia de' una señal.

La funcidn de l o s filtros dentrO del diseño ds indis-

pensable, debido a las características de respuesta en fre-

cuencia requerida en el procesamiento de la señal de E.C.G. ,

d4do que tiene que cumplir con lar normas y Estandares dados

por l a American Heart-Asociation (AHA).

Además de la función de ,los filtros de fijar las c a r a 2

terfsticas de ganancia y dar las contantes de tiempo requer2

das dentro de u n ancho de banda (BW) específico, son utiles

para remoyer o quitar señales indeseables con cierto rango de

frecuencias que introduzcan ruido dentro del sistema de mo--

__ nitoreo.

Los Estandares dados por la AHA con respecto a la res-

puesta en frecuencia son:

Dentro del rsfgo de 0.14 a 50 Hz, la respuesta a la - - ganancia debe ser completamente plana, con un porcentaje de-

tolerancia de 3 6 por ciento ( 2 0.5 dB). La ganancia no de-

be de reducirse mas del 30% (-3dB), desde el yalor de 0.14Hz.

63 - -

\ e

. c -

30 20 1 0 -

O

Este requerimiento corresponde 3' ung . . 6onstqntR de tiempo

menor de 3.2 Se.g., !'esta consta.nte de tiempo'' . . se refiere al- tiempo requerido por una, onda cuadrada de corriente directa- (pulso de calibración), para q u e deca'iga el 36.8 por ciento

de su magnitud original. '.

I 1 .

* -

* - I b

I . I1 * , I1 I c I I I

0.05 0.14 50 1 O0

;Para una entrada de señal senoidal con .un4 amplitud . . de - 5mm. pico a pico a 50Hz, la respuestq a esta señal no deberá reducirse en mds del 30% (-3dB), teniendo una amplitud a 100 Hz, no menor de 3.5 rnm. La respuesta a la frecuencia no de- berá exceder las restrlicciones especificadas para el rango - de frecuencias de 0.14 a 50 Hz. Utilizando pbpel como regis-

t r o con una sensibilidad 1,vrslt x 10 mm.

Limite superior

Limite inferior

70 60 5 4 4 0

I

r

I

RESPUESTA A LA FRENCUENCIA EN UN ELEC TROCARDI OGRAFO RECOMENDADOS

POR LA A.H.A.

. 6.1 GiRAFI[CA . ., . T J P I C A . . üE LA . . RESPUESTA ... ._ - fl LA. FRECUENCIA . .

EN UN ElECTROCARDIOGRAFO COMERCIAL _ . .

RECOMENDADOS POR LA A.H.A.

?, FILTRO PASA ALTAS

Una yez ‘dadas l a s caracterfsticas de res‘puesta en frec!

encia, podemos proceder a diseñar l o s filtros requeridos.

Empezamos por diseñar el filtro pasa alto, el cual tiene

una ganancia en 0.05 tiz. de 0.707 y desde 0.14 la respuesta - es plana’

Tomand.0 up filtro normal izado tenemos:

a K-3

u e,

1 ‘in -I

’ 4 f ig:b.2

La función de transferencia es:

eo = ( + K ) (JW) = ( + K ) ( S ) * ( + K ) ( S ) -- e ein (JW) + 1 s + l s + wo

- 65 - -l””._l-ll_ - - -- ~ I.

. - - . I _

(para fc = 1) (para fc. = WO)

DONDE Wo = 2 /ir' fo

fo. = Frecuencia de corte

No = Frecuencia en r3.d. '.

La anterior relación resulta de7 siguiente an8lisis.

Para el circuito mostrado obserydmos 'que se forma un divisor de

voltaje entre el capacitor y la resistencia por 10 cual,

eo = R1 ein - .+Ri JWCl

. . . .

ea = R i a JWCl R! - JWCl R1 t 1 7 JW R1 t I

JWCl

Donde: C1 Rl = ;ct?. de tiempo

Asi mismo kt = 2 r f y j ==

Si realizamos la notación conveniente donde S = JW entonces.

- 66 -

* 1

Para' . . el f i.l tro de primer orden normql izando tenemos: -.

' .

eo - = JW = s . ein . J W + I. S + 1

I

'' - < . . . . . . . . .

. . Donde la amplitud es = eo; ;

ein ' . . 7

O expresado en dB

Y la Pase - tan-' 1 ii.ngulo de fase W

Como el circuito anterior está normalizado, se tiene que realizar

un cambio de escalas, por lo cual se recurre a l a desnormalización.

Para desnomalizar el cjrcuito se recurre a un cambio de escalas- e impedancias.

Esto se debe a 'que un filtro puede tener su respuesta en frecuen-

cia desplazada a una nueva gama de frecuencias, si todos los valores - de elementos reactivos (inductancias y capacitancias) , se dtviden por- un factor de cambio de escalas de frecuencia de la respuesta que sé--- .

.

\ *

requiere en la escala, a la frecuencia del filtro existente con la ate+ L

nuación equivalente.

FSF = frecuencia de referencia de respuesta en escala frecuencia de referencia de respuesta existente

De acuerdo a lo anterior tanto el numerador como el denomiriador’qe - tiene que expresar en unidades identicas, ya sea en Hertz o en Radipnes

en donde el número de radianes es igual a 2 q F ,

. ’ E l circuito anterior esta normalizado en la frecuencia de 3 Rad.

Calculando el factor .FSF

FSF = Wo = (e*) (0.05) rad. = 0.31 , 1 rad 1 rad

Si el factor de ganancia K = 1, ya que no queremos obtener ganan-

cia er! esta etapa, dividiendo la capacitancia entre FSF

c1 = 1 = 3.2 F im-

Para obtener valores adecuados de capacitancias y resistencias de-

bemos recordar que ;i todas las impedancias de una red se multiplican

por un factor Z, la respuesta en frecuencias permanece sin cambios.

L 4

. -. \ #

Los resistores y los condensadoresse multiplican por un faceor Z,

sin embargo los capacitores se tienen que dividir por Z, para un au-

mento de la impedancia del mismo factor.

tro el factor Z será de 10 . (Si Z = lo6; C1 estará dada en microfarads)

6

- Para e l caso de nuestro fil -

6

I

Por l o tanto, una vez calculada C1 y de acuerdo a l o anferior obtg 1

nemos .

(micro farads) 3-23 r C1 = 3.23 F =

1 n6 A U

R1 = R2 = (1) (lo6) = J Mohm

Para el caso en que R3 = O se considera un corto, con l o cual esta

es simplemente un alambre.

E l circuito se reduce a:

- 1 M n

I VS

- - o

>

Constante de tiempo 6 -6

t = R C = ( l w l O )(3.23~103= 3.2seg

f o= 0.05 HZ

FILTRO PASA ALTAS a DESNORMALlZADO

. \

Siendo l a constante de tiempo

6 7 = RC = ( 1 X 10 ohm) (3.23 X farads) = 3.2 seg.

Donde el producto RC tiene dimensiones de tiempo. 4

Se cumple con el requisito de estaxonstante de tiempo, para la

frecuencia de 0.05 H z. donde existe una ganancia de 0.707 en esta-

frecuencia.

'.

6.2 FILTRO PASA BAJAS

Para el filtro pasa bajas, el cual tiene una frecuencia de corte

en 100 Hz, y cuya ganancia debe ser de 0.707 o expresado en decibeles

-3.0 dB. -

Teniendo el siguiente circuito normalizado de 20. grado.

F I L T R O PASA BAJAS 1- 0.702 T

f i g : 6.4

NORMALIZADO

!

I \ e

Recurrimos a el ’cambio de escala de la misma forma cano se realizo

en el filtro pasa altas. .

Calculando el factor FSF

FSF = (100) (2% ) rad = 628.32 1 rad

C = C normalizada Z = Factor de escala = lo= Z X FSF

( si z = lo3, ~i en K ~ W

R 1 = R normalizada X Z Sustituyendo

C1 = 1.414 F = 2.2 microfarads 628.32 X lo3

- Por lo cual el circuito queda de la siguiente forma con los valores de

capacitancias y resistencias calculadas.

, CAPITULO 7 *

< ‘ \

SISTEMA DE AÍSLAMIENTO a

. 0

La seguridad que se l e br indó a l paciente en e l desarro l lo y

diseño de este proyecto fué c ruc ia l , y3 que los efectos de l a co-

r t i e n t e e l é c t r i c a sobre l a s personas puede ser causa de lamentables

consecuencias, enunciaremos los diversos efectos de l a corr iente- \.

sobre l a s personas, . ’

I

. .

. 7.1 EFECTO DE LA CORRIENTE ELECTRICA SOBRE LAS PERSONAS - 1

Según su magnitud:

La reacción f i s i o lóg i ca de un hombre que t iene aplicada una co-

r r i e n t e externa a l te rna de uno a o t r o extremo de sus brazos, pasan-

do por e l pecho, en contacto externo por l a p ie l , durante un segun=

do (los valores para l a s mujeres son 30% menores) son los que se -- indican en l a g rá f i ca siguiente:

E

P erc

Figz7.1 EFECTO DE LA CORRIENTE ALTERNA ELECTRICA SOBRE EL

4

\ i

Valores de la corríente:

Según su local ización interna o externa.

La sensibilidad de la piel es muy grande comparada con la sensi- bilidad interior, de aquí que 'la corriente que pueda fluir en la pro-

ximidad del corazón causaria un paro cardiac0 con 20 micro amperes. . Este '.

valor es mil veces menor que la sensibilidad exterior de extremo a -- ' extremo del cuerpo humano.

Según la duración

La relación corriente-tiempo es deteminante, se ha calculado que

entre 14 y ¡7 Watts por segundo, se requiere para causar fibrilación.

Y se ha considerado como un valor convencional, el valor de la resis--

tencia del cuerpo, de extremo a extremo, que en promedio es de 500 ohms.

Según la frecuencia

Cuando la frecuencia se eleva a más de 1000 hertz, la sensibilidad

decae rapidamente, corrientes de radiofrecuencia de 2 mega ciclos y -- 1 KW. de instrumentos como electrocauterios, son inofensivas para el cs

razón y sin sensación para el paciente. -

8

- 74 -

1 -.u - -.

\

\

- 7-2 Caracterfsticas de UD tramsformador de aislamiento.

En un transformador de aislamiento el secundario no tiene cone2

ción alguna física con el primario.

. TRANSFORMAD OR

n- LINEA 1

\ '.

AlSLAMl EN TO. --

dL QUE UNA LA LINEA 2 CON TIERRA- I 1 y4 i

PROTEEION POR

NO ATERRIZADO, A I S L A M I E N T O SISTEMA

LINEA 2

Sí una persona esta conectada a tierra y toca la linea ~1

como se ve en la figura 7.2 no circula corriente a traves de 61 a

la línea 2, ya que no existe alguna trayectoria que i o lleve a -- - 75 -

- -- e-- ---.---- - _, " -,

\

cerrar e l circuito, por l o cual serfa necesario que ocurriera una segun

da f a l l a , de l a línea 2 a t i e r ra antes de que ocurriera una descarga.

*

-

Por l o cual ante e l mismo problema se necesitan dos f a l l a s en lugar .de-

una como en e l c ircuito a t ierra .

Para tener un mejor conocimiento del transformador de aislamien- ‘. to, diremos que es una pieza de material con propiedades rnagnéticas:(n.

Cleo), alrededor del cual se devanan 2 bobinas con alambre aislado, uno

11 amado devanado primario y otro devanado secundario.

Fig t.7.3

Observamos que no hay conexión e léctr ica entre los dos devanados.

Cuando se aplica un volta je al devanado primario (a traves de H,

y H2), l a corriente circula por este devanado y como resultado se ob--

tiene un vol t a j e electromagnétitamente inducido en e l devanado secund&

-

‘

r i o ( X i y X2), l a figura 7.3 muestra cómo una de las. terminales del p r i

mero H2 est6 conectada a t ierra . Esta t i e r ra no esta marcada en nin--

guna de l as terminales del secundario- porque no hay conexión eléctr ica

\

directa entre H2 Y Xx'o X2. Por lo tanto, las terminales del secundario

XI y X2 constituyen un circuito sin conexi6n a tierra..

El transformador de aislamiento también puede usarse para cambio de

voltaje. En cualquier transformador el voltaje de cambio es directa--

mente proporcional a la relación entre el número de vueltas de deyanado

primario y del secundario. Si Únicamente se requiere aislamiento., el - número de vueltas en el devanado primario y en el secundario deben s& -

1,

iguales. (Ni VI = Ne V2)

Todos los circuitos de amplificación y filtrado están conectados al

secundario del translformador de aislamiento sin conexión a tierra, ambos

lados de la línea son flotantes y la posibilidad de flujo de corriente

existe estrictamente en un circuito entre las dos lineas (fig. 7.4)

A

SISTEMA D E DISTRIBUCIO N D E L

. *>I EDIFICIO

L1

DIS'i'RIBUCiON A LA CIRCUI TER IA,

*

b

i I

!

i I I

I

I

I ! I

I

,

\

C.APITüL0 8 \

AISLAMIENTO ÓPTICO

Con la finalidad de aislar el circuito principal de amplificación,

selección de derivaciones y filtrado de l a señal, del circuito que mang

ja los multiplexores (CD4016 MVX, CUADRUPLES Y BILATERALES). Se utili-

zo un optoacoplador también 'llamados opto-aisladores. el cual es bayicas

mente una fuente de luz en miniatura a base de un Diodo Emisor de Luz,: I

LED y un Fotodetector (fototransistor..) en el mismo.

de este diseño, se usó el circuito integrado TIL-111.

En el caso particular

La principal aplicación de los optocopladores es el aislamiento - entre dos circuitos; donde el optoacoplador elimina las conexiones de - tierra común (provee transferencia de señal entre tierras aisladas), l o

cual previene los lazos de tierra peligrosos para el paciente en un equl

PO de ECG y también sustancialmente reduce el ruido de modo común.

La principal característica de los optoacopladores es que el aco-

plamiento es a través de-fotones en vez de2particulas cargadas y dado que

esto ocurre son posibles, un número de ventajas que a continuacióh se - en1 istan.

1.- El aislamiento eléctrico es superior a un transformador de aisiami ento, o al de un acoplamiento por radio frecuencia. Esta Caracterfsti-

es debido a que los fotones que emite el LED no son influenciados por - campos electromagn&ticos, ni campos eléctricos, y entonces un casi infl

nito rechazo de modo común es posible con un acoplamiento óptico.

2,- La transferencia de señal en los optoacQp"iadores es unilateral;

por lo tanto un cambio en las condiciones de carga'no afecta la entrada.

3.- Los optoacopladores son mucho más rápidos que los transformado-

res de aislamiento y relevadores Para el circuito integrado ut1 1 izado como optoacoplador [TIL-1111, la máxima frecuqcia de trans_

:*

a'

;1 ' I

misión de datos es de 0.2 M HZ. (Ver apendice). - 1 -Í? $2 bn

4.- La relación de transferencia de corriente para un optoacoplador está definida como la relación de la corriente de salida del op-

- I

1

toacoplador a su corriente de entrada en tanto por ciento es de-

cir: RTC = [Isal/Ient] x 100

Esta RTC varia con la temperatura y la corriente en polarización - directa para el LED, se considero esta relación para el diseño de la

interface que opera en base al optoacoplador. Como mas adelante se-

mostrara, por l o pronto diremos que típicamente la RTC para un arre-

glo de LED y Fototransistor tiene un valor de 10% al 200% y entonces

- el circuito integrado TIL-111 resultó optimo para tal aplicación.

5.- Otra característica muy importante es el voltaje de aislamiento

el cual es el voltaje entre la entrada (Fuente) y la salida (De

tector) por debajo del cual el aislamiento no se rompe y que es

del orden de 0.5 a IOKV.

* \

8.1 DESCRIPCION DEL CIRCUITO

Ea el circuito principal se cuenta con un conjunto de 10 posibles

derivaciones seleccionables a partir de la habilitación de los mismos

mediante 10 interuptores digitales (FET = Transistor de efecto de c&-

. PO), cada interruptor digital está conectado a una compuerta inversora

TIL para manejar los voltajes de encendido (5V) o de apagado (O V) del

interruptor, pero a su vez, dichas compuertas inversoras TIL deben ser

manejadas por un dispositivo externo al circuito principal. Por ejem-

plo, algún puerto de salida de un periferico, como parte de un sistema

en torno a un microprocesador.

Para el sistema desarrollado, los interruptores son manuales, pero

la posibilidad para interfazar algún puerto de algún periferico es in-

‘O

fIGURA 8.1

- 80 -

Una característica muy importante de este tipo de ,optoacoplador es que la corriente de salida del fototrans,i,stw varfa con la corriente de en'trada del diodo emisor de luz (LEA) en polaritacibn directa.

. .

. . .

El circuito anterior muestra la interface entre el LED/ FotQtrafiSistQr con las compuertas logicas de la familia TJL. Primero hay que notar 'que el

LED esta interfazado con la logica TTL.en el modo de drenado de corriente - (Q2 ) efectivamente aterriza el circuito manejador del LEI)).

'. . _

La operación es como sigue cuando la salida logica es bajo (OV), Q2 se

satura y-su voltaje Vce se reduce a 0.4V o menos, dejando aproximadamente - 4.6V atravez de la resistencia limitadora y el LED.

Asumiendo una caida de voltaje de 1.2V en el LED,

Entonces la corriente'en polarización directa del LED IF = 3.4YJ220 Q

15.5 mA. Cuando la salida ldgica es alto (5V), el LED no tiene un udecuado . . .

. .

voltaje de polarización directa o corriente para prenderlo. tención a las polaridades en el LED caerl eñ l a cuenta de que el LED esta a.pa gado; si esto sucede el fototransistor esta también apagado y la salida en - el colector se va a al to. -

\

\ *

La intefase para que el optoacoplador maneje una entrada TIL, también

está mostrada en e l circuito anterior. Una resistencia de subida (Ver Fig.

8.1) es agregada para permitir que l a sal ida del fototransistor alcance el

valor de 5V cuando e l LED está apadrjado, esto permite una adecuada entrada -

I

positiva (2.0V mínimo) a l a compuerta TTL. Cuando l a sa l ida del fototransis

tor se va a bajo (algunas décimas de volt ) , e l fototransistor drena 1.6 mA.

hacia l a entrada de l a compuerta TTL (máxima garantizada) mas 0.33 mA de'tla \

i corriente de colector.

CAPITULO 9

FUENTE DE ALIMENTACION

La función de l a fuente de alimentación es l a de transformar l a poten-

c i a de entrada de CA en potencia de sal ida de CC. La fuente de alimentación

regulada mantiene l a corriente o el voltaje constante en l a sa l ida, e l de--

sempeño de ésta se evalúa en función de las variaciones de este parámetro.

Por l o general, e l voltaje de sal ida varía principalmente con e l volta je de

l inea, l a corriente de carga y e l grado de f i l t rac ión.

Los parámetros que describen e l rendimiento de ésta son los siguien- - tes :

1.- Ondulación o rizo: Es un componente de corriente alterna (CA) del

vo l ta je de sal ida que se superpone sobre e l componente de corrien-

te directa (CD)

- 81 -

\ * ' i' '

2.- Regulación de linea: Es el cambio en el valor del estado

permanente del voltaje de salida que acompaña a un cambio

en el voltaje de línea.

3.- Regulación de carga: Es el cambio del valor de-1 estado - permanente del voltaje de salida que acompaña a un'cambb

en l a corriente de'carga.

Las especificaciones de la fuente de alimentación diseñada son

las siguientes:

1 .- Vol taje de entrada de 105 a 125 V. de corriente alterna. 2.- Salida de corriente continua (CD); a 5Volts.

3.- Una regulación de línea de 5 0.01% para un 10% de cambio

de voltaje en la línea.

4.- Regulación de carga - + 8.02% para un cambio en la carga de hasta un 50%.

5.- Ondulación de rizo de 1.5mV-pico a pico o 0.4 mV RMS ins--

ximo.

6. - Protección contra sobrecargas, 1 imitador automático de cg

rriente.

- 82 -

\

\ * Ya que la fuente requerida en este proyecto no solamente tiene

que cumplir con las especificaciones anteriores, sino q!e debe de - ofrecer seguridad al paciente, esta debe ser aislada.

b

Además dettener que diseñacuna fuente flotante.1a cual no o--

frecera un potencial de voltaje con la línea de alimentación . Para el diseño de esta fuente de alimentación se estudiaron va- ?t 1

rias fuentes aisladas factibles; como fúé el caso de la utilización-

de transformadores de aislamiento, amplificadores de aislamiento y - diversas conversiones de corriente directa a corriente directa (CD a

CD), esto fué con el fin de aislar la pofencia de entrada de CA (co-

rriente alterna), del circuito con que es alimentado. E l circuito - principal, circuito aislado.

Otro metodo era utilizar l a modulación de la señal de E.C.G. y

pos tetiormente real izar su demodulación para lograr dichoiaislamiento,

mediante un transformador del aislamiento.

La opción elegida fué da de utilizar acopladores opticos y trans -

formadores de aislamiento de CD a CD.

E l hecho de haber elegido'estos fué la dificultad -

el país, de conseguir los diferentes componentes como:

que eXiste en-

amp1 i f i cadores

de aislamiento y transformadores de aislamiento para voltajes del raE

go de 120 Volts; y salidas aisladas de t5 Volts, -15Volt, t 15 Volts rs

queridas en el circuito .principal (aislado).

El tranformador de aislamiento tipo ITC - 1052 con una entrada de - voltaje de 5 VDC y un rango.de voltaje de salida de 2 15 VDC y un rango de

voltaje de salida de 2 15 VCD, requeria de una fuente de alimentación, re--

gulada de 5VCDJ lo cual nos llevo a diseñar dicha fuente de alimentación,-

ya que el voltaje de línea es de 117 VCA, y era necesario rectificar y fil trar dicho voltaje, para obtener un voltaje de 5 VCD que seria la al\menta

ción de nuestro transformador de aislamiento.

I

-

9.1 DISEÑO DE LA FUENTE DE ALIMENTACION

Una vez conocidas las características de la fuente de alimentación, - procederemos a real izar el an61 isis de los diversos parámetros especifice-

dos con anter i ori dad.

- 84 -

\

\

La utilización del fjltro RC a la entrada de l a línea$ de alimenta

ción fué hecho debido a que. en la mayorfa de los lugares donde se real1

za la toma de la señal de E.C.G. existen en el sistema de iluminación - lámparas fluorescentes en las cuales el arco de mercurio produce una -- acción de centelleo en los electrodos, o que determina una serie tie on- das de radiofrecuencia de poca potencia. Estas ondas son recogjdas Ror el equipo y producen interferencia. Este ruido se sobrepone al regis-- tro normal de la señal, este puede identificarse fácilmente al notar SU

*

-

trazo a través del osciloscopio, y puede observarse s i es o no provoca-

do por las lámparas al apagar estas y notando si desaparecen o 170.

Este ruido puede llegar al aparato de tres diversas maneras, como - radiación directa, desde l a lámpara hacia el aparato, en el cual !OS -- cables pueden actuar como antenas; por transmisión de la interferencia,

por los conductores eléctricos hasta las proximidades del circuito Y -- por realimentación de l a perturbación, dede la lámpara a través de la - línea de alimentación del aparato.

El transformador utilizado es con derivación central en el .devanado

secundario, ya que se requiere de una rectificación de onda completa, la

salida del secundario proporciona dos voltajes senoidales Vs y Vs, que

están defasadas 180O. Ambos voltajes son iguales en magnitud, pero --- opuestas en fase (Vs = Vs sen wst). Durante el ciclo positivo de Vs, - D1 actúa como un corto circuito, D2 actúa como un circuito abierto y V1

9

= Vs (Vl = voltaje aplicado a la carga).

Durante el medio ciclo negativo de Vs, 02 actúa.como un corto cir--

cuito, y V1 = -Vs, con lo cual la señal caracteristica después de la res

tificación es la mostrada en l a figura; 9.2

5

\ ' c . . '

Por medio de l a r e c t i f i c a c i ó n de onda completa puede I obtenerse

*

una 02

da de v o l t a j e de sa l ida mas l i s a y con un mayor rendimiento.

E l v o l t a j e desarrol lado por e l r e c t i f i c a d o r de onda completa puede -- expresarse matemáticamente como:

V1 = Vs = Vs sen w,t

Vf = Vs sen w,t

vs = -vs

Vs = Vs sen (wst +W )

9

I)'

Una expresión a l t k rna t i va a l v o l t a j e de sa l ida V1, y con l a cual puede

t rabajarse más facilmente, es l a expresión dada por medio de l a s ser ies de-

Fourier.

V i = 2/* VS ( 1-2/3 (COS 2Wst) -2/15(COS 4wst). . .)

9.2 ANALISIS DEL CIRCUITO DE RECTIFICACION

La co r r i en te is que pasa a t ravés del diodo D1 y is que pasa através

del diodo D2 t ienen l a misma forma de onda, pero l a s .dos ondas están de-

fasadas 180° grados entre s i .

Ambas cor r ien tes fluyen a t ravés de l a res is tenc ia de carga. en e l - mismo sent ido con lo cual l a forma de onda de l a cor r ien te resu l tan te es

l a que se i nd i ca en l a figz9.2 8

- 86 - . . . . ., . , . , * ..

i \

- Formas de ondas de las

Is

- C

i;

4

t

a

corrientes en el cir-- cuita rectificador de onda completa con una- carga de resistencia y / sin filtro.

'.

F '9 : 9.3 I

E l valor medio o continuo de la corriente de carga esta dado por

la expresión. -

Ice =2- Im. n

/

Además el valor eficaz de la corriente esta determinado por:

1 = 1 Im J2\

I

- 87

-.- A

En correspondenqia a l & valores máximos, medio y eficaz del voltaje de l a

carga son:

Ecc = 2 vs Ti 1 + (Ro / R1)

. .

E = l vs

&? 1 + (Ro / RL)

I

La salida de potencia de corriente continua esta dado por.

- y l a potencia total suministrada al circuito (ref) esta determinada

por.

Pen = I 2 (RO + R) = vs2/ Z(R~+RLJ

.asimismo el rendimiento de l a fuente de alimentación se expresa me-

diante la relación.

Pen 1 + (RO/R)

- 88

. ..-uI_

\

El máximo rendimiento teórico, para el rectificador de onda m p l e - a

- -ta es 81.2 por ciento, y se bbtiene cuando la resistencia de carga RL es

muy grande en comparación con l a resistencia interna del rectificador.

El factor de ondulación (rizdda una medida de la ondulación o --- rizado del voetaje o de la corriente, esto es de la ondulación o carFn--

cia de lisura de la forma de onda.

Y esta definida por:

Valor eficaz de las componentes alternas

de la tensión ( o corriente) Valor continuo o medio de la tensión ( . o corriente)

r =

Donde: el valor eficaz de una onda constituida por componentesar-móni - cos, es la raiz cuadrada de la suma de los cuadrados de los valores e f i q

ces delas componentes aisladas. De este modo, puesto que l a componente-

continua es una componente armónica de frecuencia cero tenemos:

Donde:

- - 89

* ;

\

Susti tuyendo

.

'.

Por lo que el rendimiento teórico aumenta a 81.2% y el factor de

ondulación disminuye a 0.48 si las comparamos con los valores de una

fuente de rectificación de media onda donde el rendimiento es 48.6% y

el factor de rizo es.121 por lo que es más facil obtener una corriente

o voltaje continuo con menores niveles de rizo y al mismo tiempo te-

ner un mejor rendimiento de la fuente de alimentación a través de la

rectificación de onda completa, estos factores intervinieron en la

elección de este tipo de rectificación.

I

9.3 FILTRO R C -

Para. d.nolizar las pulsaciones en la corriente de carga se utilizan

determinados circuitos filtros.

Volt aje del secun b r i o despues del filtro R C .

I VC

I TO . Tiempo

El circuito filtro puede ser simplemente una inductancia en serie,

o una capacitancia en corte (Shout) o bien una estructura más complies

da comprendiendo varios elementos. La capacitancia en corto tiende a-

mantener constante el voltaje a travéz de su terminal, y la inductancia

en serie tiende a mantener la corriente-konstante a travez de ella mis r ma. La elección de los elementos en un circuito filtro viene determi-

nando por la naturaleza de los circuitos asociados y por el grado en

que las pulzaciones de corriente deben ser alisadas.

\

5 e c t if kador Filtro Carga. i

Fig: 9.5

4

El circuito de filtro empleado es el filtro de condensador en la

entrada, el cual se muestra en el diagrama de la fuente de alimentación,

consta de un capacitor Cp, el cual alisa y soporta el voltaje de salida.

\ ' 6

E l v o l t a j e V i permite 'que se cargue e l condensador, e l v o l t a j e maximo

Vs ms del condensador esta dado por;

S i se supene que e l r e c t i f i c a d o r deja de conducir cuando e l ' v o l t d j e del

condensador alcanza este va lo r máximo e l v o l t a j e mínimo V i min a t ravéz de-

este es menor que V i max, en una cantidad igua l a l a que disminuye e l v o l t s

j e del condensador durante e l periódo en que los diodos no conducen.

La disminución de v o l t a j e en-e l condensador será e l v o l t a j e de ondula--

c ión o v o l t a j e de r i zo .

Vpp = V i max V i min = icc t i / c2

En.donde tl es e l tiempo durante e l cual los diodos no conducen en -- cada uno de l o s semiciclos y C2 es l a capacidad del condensador.

El va lo r de tl es aproximadamente 1/2f, siendo f l a frecuencia de -- a l imentación. -

Cuando l a carga es constante (como en e l caso de tener amplif icadores)

es pos ib le conseguir un f i l t r a d o mejor que a l emplear solo condensadores, - empleando una res is tenc ia en lugar de una bobina de choque.

La res is tenc ia aumenta e l tiempo que necesita e l condensador para des -

cargarse y cargarse.

c i a una co r r i en te más l i z a .

Esto produce una onda menor dentada y en consecuen--

.,

1 * i ' .

&

Ya que im = VS - Ro + RE1

ICC = 2 Im TI-

'.

Por medio de secciones subsecuentes de filtrado se puede reducir

aún más el voltaje de rizo, esta disminución del voltaje de rizo la -- realizamos a la salida del transformador de aislamiento modelo FTC-1052

(ver hoja de especificaciones al final) este transformador requiere -- de un voltaje de entrada de 5 volts CD ( corriente directa) y nos pro-

porciona voltaje de salida aislados de 15 Volts. Para proporcionar un

voltaje de alimentación a dicho transformador recurimos a la regulación del i'

voltaje obtenido a la salida del filtro del circuito rectificador.

9.4 REGUtACION DEL VOLTAJE

Cuando una fuente de alimentación trabaja con una carga, tiene - Si se desconecta la carga, el- un cierto valor de voltaje de salida.

voltaje de salida aumenta.

El porcentaje de aumento del voltaje se considera como la regulación

de la fuente de alimentación, el cual se calcula por medio de la re--

1 ación .

C

% = (Vnl - Vfl) 100 v ff

Donde:

Vnl = Voltaje sin carga

Vfl = Voltaje a plena carga

*

Cuando menos sea el porcentaje de regulación, mejor es la regulación.

Se utiliza el regulador de voltaje (M 7805, para el cual el r m g o de voltaje de entrada es de 7 a 35 Volts CD y cuyos rango de salida es de - 4.8 a 5.2 Volts CD. la corriente máxima que suministra a la salida es de

1 A (amper), la regulación de 'I inea es del 1ñ (para mayores datos ver - hoja de características).

Regubdor de voltaje,

Fig : 9.6

NOTA:

E l capacitor de 0.33 mf se coloca solamente si el regulador esta

muy alejado del filtro de rizo de la fuente de alimentación.

'. El capacitor C2 no es necesario a la salida del regulador pero -- ayuda a mejorar las respuestas trasientes.

Una vez instalado este regulador el voltaje de 5 Volt lo aplic2

mos a la entrada del transformador de aislamiento.

1 ' I

d El circuito dado para el transformador de conversión de DC (co--

rriente directa) mod: ITC - 1982 - 9 es el que recomienda el fabrica2 te del mismo para obtener un voltaje de salida de 5 15 Volts CD.

- Circuito recomendado.

9.5 FUENTE DE ALIMENTACION AISLADA

- - 95

'* CIRCUITO RECOMENDADO

Se utilizaron 2 reguladores de tensión LM7805, y dos transformadores

de conversión ITC - 1052 - 7 para proveer dos salidas de voltaje de 5 15

Volts para dividir la carga requerida por la circuiterfa.

Ya que si se tS(tsa*únicamente una la carga sería elevada, IO que 00

sionaria un requerimiento de mayor corriente al transformador de conversión

ocasionando una potencia mayor y un aumento de temperatura en los disposi-

tivos utilizados en la fuente de alimentación, lo cual nos ocasionaría un

problema de ruido térmico e inestabilidad del sistema.

A la sal ida del vol taje de 2 15 volts se colocaron capaci tores para - disminuir aún más el rizo, la selección del valor de la capacitancia fué - experimentalmente debido a la complejidad del an81 isjs riguroso para calcular

dicho valor.

Para obtener un voltaje de 5 Volts CD aislados se colocd un tercer re - gulador LM7805 a la salida de uno de dos transformadores de conversión, y

así obtener el voltaje de alimentación aislado necesario para el circuito

del pulso de calibración, y circuitos digitales utilizados para la selec-

ción digital de cada una de las derivaciones, esto se puede observar en el

diagrama eléctrico de la figura: 9.8

\ . c ' '

8

z L

s 4t

. --

I-

-

1

w In

'.

I

P

. CAPITULO -10

RESPUESTA A LA FRECUENCIA.

!

. . -

El equipo diseñado consta de elementos esenciales para el

.procedimiento de la señal bioelectrica en el caso más sencillo

son tres los elementos del equipo: Transductor, procesador y \.

reproductor, el elemento reproductor o de monitoreo de la señal

procesada,es el osciloscopio , en el cual se hace la presenta. - ción visual de la señal.

*

El sistema de procedimiento que es la parte correspondieE -

te a los elementos activos (Amplificadores) y en sí todo el si2

tema debe de tener ciertas propiedades para asegurar una repro-

ducción fiel de la señal deE.C.G., procesada,

Estas propiedades o características son tres:

1.- Amplitud lineal

2.- Ancho de banda adecuado

3.- Fase lineal . El primer requisito, amplitud lineal, se refiere al hecho

de que la señal de salida..’deberá ser igual a la señal de entrg

da, multiplicada por una constante.

i \

Pero para que el segundo y tercer cr i ter io puedan ser discutidos

es necesario establecer l a relacien entre ondas senoidales y no se-

noidales.

‘. 10 A ’ SERIES DE FOURIER

i

Toda forma de onda períodica no senoidal, puede representarse

por medio de una serie de Fourier, es decir:

f( t) = a& + ai cos w t + ax cos 2 w t + . . . a,, cos nwt

+ b i sen wt t bRsen 2 wt + ... bn sen nwt

Donde:

a! !

a i = (lk F ( t ) cos nwtdt h . O raQ

bn = (l/T - 13 F(t) sen nwtdt O

w = 2 V f

- 99 -

Se observa entonces que una forma de onda estacompuesta por

la suma de una serie de formas de onda senoidales y cosenoidales que

se suman para reproducir la señal original. Por lo que para repro--

ducir una señal l o más fielmente posible se necesitarla una suma infinita

de

L

Ya

senos y cosenos. '.

La forma de onda cuadrada es la que representa más dificultades

que tiene cambios casi instantaneos desde un: valor máximo fijado

hasta cero, y cambios lentos manteniendo el mismo valor durante un - intervalo de tiempo, esta forma de onda contiene todas las frecuen--

cias desde O a 100 y todas de igual "fuerza".

Esta propiedad de las impulsos Hace a estas más utiles como "se--

ñales de prueba" para investigar sistemas desconocidos, ya que todas

las frecuencias serán excitadas igualmente, y se revelará la verdadg

ra naturaleza del sistema por respuesta. Esta señal está compuesta

por sus harmonicas dentro de las cuales algunos coeficientes son -- cero y la serie se reduce a la fundamental y a la serie infinita de

- harmonicas impares cuya amplitud de las componentes de alta frecuej

cia decrece.

'b

i ' \

. fd) lt3t 5t7

F i g : 10.1

I

3 -- '.

5-.

1 7 --

Conforme se sumn más am.Ónicas a l a onda fundamental se logra -

una reconstrucción de l a forma de onda or ig inal .

AMPLITUD DE LAS ARMONICAS DE LA SEÑAL

CUADRADA

- Armónicas Ampl i tud

-.

FUR darnc'ntal 1

30 1/3

5 0 . 1/5

70 I/ 7

De Ampl itud

100

33

20

14

al

* . " . \

Por lo que podemos ver, C@IQ las . . sums . . parciaJes - . de armónicas - de l a serie representa mas exactamente !a serial original.

E l ancho de banda se refiere a l a fecuencia de todas las ar- mónicas que pueden ser sumadas para representar mas fielmente l a - señal, por lo que en u n sistema se deben atenuar igualmente todas

las componentes de frecuencia, es decir, l a función de transferen-

c ia H(w) debéra tener uva magnitud constante.para todas l a s frecu-

encias, pero no unicamerite esta condici6n es suficiente para gars

t izar una transmisión de la señal sin distorsibn, sino que inter-

viene tambien l a fase j$(w)!

\

E l cambio de fase en una transmisión de !a seilal a trayes del . . equipo requiere que el defasamiento sea igual para todas 1a.s armó-

Para que la señal sea transmitida.sin distorsión se requiere

que l a seiial amp1 ificada por un fwtor K( 1000) y con un retraso de

to segundos al pasar por el sistema por lo que tiene que cumplir - con l a siguiente relación:

r(t) = K f (t-to)

Se sabe también que el defasamiento es proporcional a la frg

cuencia es decir;

$(w) = -wto

- 102 -

/

\

1 ,'

1 0.2 CARACTERISTICAS DE MAGNITUD Y FASE DE UNA SEÑAL CON

DI STORS I ON

AMPLITUD Y DISTORSION DE FASE.

Ya que 1 a onda cuadrada es 1 a que se u t i 1 iza para l a cal i bra-

ción del equipo, es entonces necesario realizar un analisis de la-

alteración de ampTitud de las armónicas en l a reproducción de esta

forma de onda.

Si sol amente 1 as componentes de baja frecuencia son atenuadas,

l as onda cuadrada presenta en sus superficies superior e inferior i

una concavidad.

S i por e l contrario las componentes de baja frecuencia son am-

p l ikadas , l a onda cuadrada presenta una convexión en las mismas su-

perficies, esto puede ser observado en l a f i g .

í b l

Componentes A - L-:- e bajp f r e c u e n c i a atenu

( co nc avi dad 1 f c o n v e x a ) Distorsiori en a m p i i t u d .

Fig: 110.2 - 103 - -..< -... ".."* ~ * - --

\ * ' < . I

si existe un defasamient'o positjvo, esto es que las componentes . *

armónicas se adelanten un cierto tiempo, existiera- una distorsión de

la señal cuadrada (esta distorsión no se debe a un aumento en la am-

plitud de las armónicas) fig, a.

Si por el contrario existe un atraso de fase en las señales armónicas,

la distorsión de la señal será como, la mostrada en la fig, b. . \o,

i

I I h

F

Distorsion en fase\

F ig : 10.3

10.3 PULSO DE CALIBRACION DE ONDA CUADRADA

Como mencionamos anteriormente para pruebas prácticas de un sis-

tema la función cuadrada es de suma importancia.

Esta forma de onda cambia abruptamente de un nivel de voltaje -- a otro y es frecuentemente empleado como señal de calibración en -- muchos aparatos que procesan señales bioelectricas.

.

Un

a una

De

8

\ t

. i

s

criterio de 1a.fidelidad de un amplificador es su respuesta

onda particular' de entrada. -

todas las formas de ondas, la mejor esun escalón. Otra

característica que recomienda el uso del escalón unitario es el - hecho de que es la onda que hace resaltar más claramente pequeñas

distorsiones.

escalón unitario ( o mejor dicho, el escalón unitario.repetido---

'. Además desde el punto de vista experimental, e'l

que forma una onda cuadrada) no es particularmente dificil de ge-

nerar.

La respuesta del amp1 ificador a las altas frecuencias mide la

aptitud de un amplificador para responder más fielmente a las va-

riaciones lenta. Una característica importante del escalón uni--

tario, es que es una combinación de la variación del voltaje mas abrue

ta con la más' lenta posible.

Con un escalón aplicado en la entrada, la salida o respuesta - del sistema tiene la forma de la onda similar mostrada en la fig.

vmax -- - - - / -

Sobrepaso = \ciriax - a5W-1 tiempa de elevacion = tP- t ,

td= tiempo de retardo=0.5 V ( ~ O 1

0.1 v (-1

Forma en h q u e se definen d;sobrepaso,tiempo de elevacion, de retardo y el de asentamiento.

Fig : í0.4 - 104 1 /*4*11- --I x

* 9

\ ' C

a

F o m eq l a que se definen e l % sobrepaso, tiempo de elevación,

de retardo y el de asentamiento'. . . .

. . . . . . . . I i...:

. . .. .

. . . . . . . - . . . .- . . . . . .

El sobrepaso es una característica por medio de l a cual puede - describirse l a respuesta. Si e l valor en estado permanente de l a - respuesta V ( t) es V j ( @ ) y s i ((D ) es positivo entonces e l sobrepa-

so se define como:

Sobrepaso = Vmáx- V(@ )

En l a que V(máx) es e l ' v a l o r cresta.

El tiempo de elevación está definido para l a misma señql, con -- referencia a l a , f.ig j6.y

Encontramos que e l tiempo de elevación es una especificqción de

interes cuando l a velocidad de respuesta es importante, por lo cual

se apl ica a los diversos equipos electrices.

E l tiempo de elevación es una medida de velocidad de reacción de

un sistema a una entrada escalón.

Otro parámetro es e l tiempo de retardo, e l cual se define como

el intervalo de t = O hasta en e l tiempo en e l que V(t) = 0.5 V ( O D ) .

En forma aproximada, es e l tiempo que se requiere para que apa-

rezca una respuesta "apreciable". t L.

- 105 -

4 . . . \ * ' 6

E7 conocer ambas, el tiempo de elevacibn y,el .tiempo de retardo, 6

proporcions una descripción más precisa de l a forma-de onda de l a re2

puesta que cualquiera de las dos especificaciones por separado.

La señal V(t) de la fig. tiene un comportamiento oscilatorio a - medida que esta se hacerca a su valor permanente V(@)..- A la medida

aproximada del decremento de la oscilación se le conoce coni0 tie'hpo de

asentamiento.

ción de la entrada de escalón (t = O) y el tiempo en que la oscilación es

Esta se define como el tiempo que pasa entre la aplica-

despreciable.

mayor del 5% del valor permanente V (0 )] ;

Se entiende que es despreciable si [V(t) - V(@)] no es

. : c~ . : - P

A través de la aparición de esta señal en la pantalla del osciloscg

pi0 nosotros podemos medir las cuatro cantidades descritas anteriormente.

- 106 -

-- -ir

CAPITIJLO I1

' REGULTADO) Y . CONCLUSIONES

'.

FIG. 11.1 Electrocardiógrafo diseñado.

FIG. 11.2 Equipo integrado a l osciloscopio de memoria para el registro de la señal de E.C.G.

4

FIG. 11.3 Diseño de l as pistas y ubicación de componentes en l a tar jeta maestra.

FIG. 11.4 Ubi ación de los seguidores de volta je , arreglo de !as resistencias de l a s centrales termina es .

c

- 108 -

.

L

FIG. 11.5 Fotografia de los negativos para la realización de 10s circuitos impresos.

FIG. 11.6 Negativo de la tarjeta 2.

- 109 -

FIG. 11.7 Derivación Bipolar Dl

FIG. 11.8 Frecuencia Cardiaca reducida ara observar más detalles de la derivación de E 1.

\

FIG. 11.9 Derivación Bipolar D2.

FIG. 11.10 La misma señal con otra frecuencia para observar detal 1 es de 1 a ' señal .

'.

FIG. -11.11 Derivación Bipolar D3

FIG. 11.12 Derivación Unipolar AVR

- 112 -

FIG. 11.13 Derivación unipolar AV1

FIG. 11.14 Derivación unipolar AVF

--:.*-.-".*a _I<-" .... I - . "

FIG. 11.15 Tiempo de decaimiento de 3.2 sei . requerido por una onda cuadrada de CD (Pulso e ca ibración) para que decaiga el 36.8% de su magnitud origi- nal.

FIG. 11.16 La misma señal anterior observada con más deta- l l e . Constante de tiempo de 3.2seg.

\ . /IS

. .

... . .

v, W

W L O

5

z U

W

O

n

n 5

e W I-

- v , - a E

. .I.... ..-.Y-

n

I

- 115 -

'*

c

W n

O n 5

W . I -

3 L

s: w

O I-

U u

\

.* -, . . . . .. .

. n a 4 O a t; w -I W

W n

u L L w

U

1 W n

\

!

.

m d

d d

117

. * . . \

I

RE SU LTADOS 4

.

E l objetivo de este proyecto fue e l diseño de un preamplificador de

el ectrocardi of raf i a ( ECG) para moni toreo cl ?ni co de bajo costo con' cot

ponentes electronicos de f ac i l adquisición en e l mercado nacional. '.

Los resultados de l as pruebas estan l istados en l a tabla siguiente:

ESPECIFICACIONES ELECTRICA Y MECANICAS

\

Derivaciones Estandar I , 11, 111, aVR, aVL, aVF, V Canales de sal ida UNO Impedancia de Entrada en Electrodos (MEDIDA) 50 Megohms. Sal ida 1 mil ivolt = PVolt; 1 mil ivolt = .5Volt Sal ida osciloscopio de memoria Rechazo de modo común Ai s l amiento de paciente Máximo consumo de corriente de La tar jeta aislada (preamp1 ificador) Potencia de Consumo Máximo

DC a lOOHZ (--3db) 100 db por debajo de 60HZ Corriente de fuga menor de 10 microampers. 50 mi 1 iampers .

1 WATT Respuesta en Frecuencia

Linearidad 2 0.5 % DIMENSIONES. 14 cm x 26cm. x 26cm. CALIBRACION 1mV interno onda cuadrada señal de prueba

para calibracion botón de presión en e l - panel f rontal .

Plana de 0.14 a 50Hz. y (-3db en 100HZ)

Peso 1.5 KG.

- 118 -

- P

\

s

Durante las pruebas fin'aies, todos 10s dispositiks funci~hqron corres tamente y los electrocardiogramas obtenidos 'fueron grayatlos en UR oscilcrs-

copio de memoria y fotografiados para compararlos con los trazos nomales

que reportan los libros de fisiología humana; al m i m o tiempo se.hicieron

pruebas con un simulador electrocardiografico.

Posteriormente se hicieron otros registros de biopotenciales en la UIPM -. y se nos reporto que habian tenido algupos problemas con el njuste de OW-

set (Nivel de DC que se suma a la seiial bioeléctrica), aunque finalmente - si lograron efectuar los registros con el preamp1 ificador, por 19 'que con-

cierne al registro electrocardiografico 1 os resultados concuerdan en amp11

tud y tiempos con los trazos normale que corresponden también a personas,

como era el caso de la gente a la que se le tomo los electrocardiogramas.

CONCLUSIONES

La precisidn y la seguridad son probablemente los más importantes critg

rios en el diseño de instrumentación medica. Por comparaci6n de las espe-

cificaciones finales y de otros existentes instrumentos electrocardiogrdfl

cos del mercado nacional y extranjero, el diseño presentadO'cumple con 10s o requerimientos y normas minimas de seguridad en el paciente, bajo costo y

-

precisión en el registro.

La asociación americana del coriiz6n AYA, (por sus siglas en ingl6s); e?

tablece para un electrocardiograma adiagnostico, que el insfrumento de me-

dición debe tener un ancho de banda a 3db (BW) de .14 H2 a 100 Hz; basado

\ c .

a

en esta norma y en las mediciones efectuadas el diseño cumple la misma y

por l o tanto se pueden efectuar registros diagnósticos.

En lo que respecta a la operación del prototipo, se puede decir que

el manejo es bastante sencillo, dado que los interuptores de habilitacidn de

derivación son del tipo de presión y es uno para cada derivaciion; dos - tipos de ganancia son posibles la estandar de 1 milivolt x volt’y otra

que es la mitad de la anterior, un botón que cancela todas las entradas-

y salidas del preamp1 ificador (Derivaciones) , un interruptor mas para la señal de calibración que el preamplificador ya tiene integrada además de

<r

un interuptor para habilitar la entrada de una señal proveniente de pale

tas (electrodos) para desfibrilación (opcional).

Seguridad del paciente.- La corriente máxima que puede circular a - travéz del paciente esta limitada a 10 microampers y garantizado, el sis -

tema de alimentación para la tarjeta aislada del preamplificador, esta - alimemtada por dos trsnsfo-adores - de aislamiento ITC 1052 para obtener

una tierra aislada y todo el circuito incluyendo el paciente estan aislg - .. . . .~ -b.- -.

dos de la tierra de la alimentación publica, previniendo lazos o mallas

de tierra común que pudieran permitir el paso de una corriente peligrosa

para el paciente.

Este prototipo puede ser base de un sistema de mediciones electro--

cardiograficas multicanal por la arquitectura que se utilizó en el dise-

ño y que le permite ser 100% compatible con un sistema en torno a un mi-

croprocesador, la selección de derivaciones se probo con exitó con el -- sistema de desarrollo MKE-Z80 sin ninguna dificultad, mediante el uso de

uno de sus puertos de entrada/salida especificamente el puerto A de l a -

b

\ *

6' '

-interfase programable de entrada/salida (PPI 8255 de INTEL), y de ahí l a posibilidad poster6or de iniciar el procesamiento dígital de la señal elec-

cardíograf i ca .

121

. e

< . \

C '

I

1 .-

2.-

3.-

4.-

5.-

6.-

7.-

8.-

9.-

10 .-

11 .-

12.-

13.-

14.-

G. JUNG, WALTER, "IC op, amp, Cwkbook" I.

Ed. Howard H-Sams:; 1981,

TOBEY E. GENE., I'Aniplificadores Opeyatiyos' *. Ed. Diana, 2a. Impresión 1979. '

BILDSTEIN, PAUL. "Filtros Activos" .. Ed. -MarcornbO la. Edicibn 1977,

'.

STOUT, F. DAVID "HANDBOOK of Operational Amp1 ifier cif?Iit ?eSing.':, Ed. Mc. Graw-Hill Co; 1979.

LANCASTER DON "Active Fi7 ter Cookbook" Ed. Howard W,"Sams ¿I Co., INC 1978,1"

HOLBROOK JAMS G. "Transformadas de Laplace para !RgenieriQs el! EleZ trónica!'.

GRAY, S. TRUMAN , Traduccidn al espariol por JOSE BATTLE _ _ GAYAN, "ELECTRON I CA APLICADA" Ed. Reyerte, S.A. 1972.

BERGUELA , P . "El ectromed i cal I ns trumen tb-6-i on" , Ed. Cambridge'.' University press, ,1980.

WEBSTER JHON. G. , "Medical Instrumentation" Aplication and Desing, Houghton Miffin. New Jersey, 1978.

VAN VALKENBURG, I' Señales en Circuitos Lineales" E&. C.E.C.S.A., 1980.

MILLMAN-TAUB, "Circuitos Digitales y de Pu1sos". Ed. Mc. Graw-Hill , Segunda edición 1977. DEBOO/BURROUS, "Integrated Circuits and Semiconductor Iieu Ices", .. Theory and Aplication, - Ed. Mc. Hill Kogakusha, LTD.

SOD1 P, DEMETRIO "Nuevas Bases de la Electrocardiografia" 34. Edi-

KAUFMAN MILTON I' Manual para Ingenieros y Técnicos en ElectrGnica" Traducido por Agustin Contin Sans del "Handbook of Electronics Cal- 1 ations for Engineers and Technicians" Ed. Mc. Graw-Hill, la. Edición 1979.

Ed. Limusa-Wiley S.A., prperii Edición 1972. A

..

2a. Edition 1981.

ción. INSTITUTO NACIONAL DE CARDIOLOGIA, 1951.

* * * * * * * * * *

, \

c '

MANUALES UTILIZADOS

CMOS DATABOOK FAIRCHILD 1977 FET DATABOOK NATIONAL SEMICONDUCTOR 1977 THE TTL DATABOOK for desing Enginiers Second Edition, 1981. THE NATIONAL SEMICONDUCTOR, "Linear Applications Handbook", 1982. NATIONAL SEMICONDUCTOR I' Linear Data Book" 1984. FAIRCHILD, "Voltage Regulator Hanbook" I.M.S.S. "Técnica para la toma de un Electrocardiograma". Conservación 1982 FEDERAL PACIFIf ELECTRIC DE MEXICO, (F.P.E) "Instructivo de Instalación y Mantenimiento para Tableros de Aislamiento" TEXAS INSTRUMENTS, "Manual de Semi conductores' Ed. Técnica 82/83. GOLDMAN J. MERVIN, (Electrocardiografia C1 inica), Ed. El Manual Moderno S.A., 9a. Edición 1978.

'*

- 124 -

\

REY I STAS . - .

1.- SIEGEL LOUIS; Conduction Cardiograph - 'bundle QQ His ~. Petecto.ri !

IEEE. Trans on Biorned Eng, 269-274pp, .i975* 2.- "Description of 15 Channel Analog Selector,

IEEE. Trans on Biomed Eng, 29l-l93pp, 1977

.. --

3 3.- Taylor O. Kenneth,- A Mide Dynamic Range R-Wwye Trigger, -:

J . of Clinica Eng. 132-135pp, 1979.

4.- OBERG, TOMMY, A Circuit for Contact Monitoring i n Electrscardiogra@hy, IEEE. Trans on Biomed Eng. 362-364pp, 1982.

5.- NELSON, KIP, A R Q ~ Based EKG Monitor, J. Of. Cl in ica l , ENG. 105-112pp, 1980

6.- WEISZ, T, A ControlJed F i l te r for üio-Electric Potentials, . ? .

IEEE Trans on Biomedical ENG, 499-201, 1978.

7.- WINTER BRUCE B . Reduction of Interference DUE TO COMNON MQPE VOLTAGE IN . . ~ - . . . - BIOPOTENTIAL AMPLIFIERS, -

IEEE Trans on Biomed ENG, 58-6ipp, 1983.

8.- HUHTA J .C. AND 3.6. Webster, "60HZ Interference in ElectrQcar~iogrqphy", IEEE Trans on Bicmed ENG, , Vol. BFIE 20, 9l-IOlpp, MAR. 1973,

.. .

. .

9.- WINTER, BRUCE B., "bROVEN-RIGHT-LEG CIRCUIT DESING", IEEE Trans Biomed ENG, Vol.-BME 30, 62-65pp, JAN 1983,

. . ..

* \

< '

10.- WRUGHT, HAROLD, Guard precious Components Erom Overloai Pamage, Coiputers & Electronics, Vol 21 No. 6, 39-47pp, June '1983.

11.- AMERICAN HEART ASOCIATION, .. "Recomendations for standarization of. Instrum- : 2 ts in Electrocardiography and Vectocardiography",

IEEE Trans on Biomed ENG, Vol.: 14, 60-68pp, 1967. '* ,

12.- AHA COMEUTTEE REPORT, Recomnendatiow For Standardization of Leads and of Specifications for Instruments in El ectrocardiogrphy and Vectorcardi ogra-- phy, 1972.