UNIVERSIDAD AUTONOMA METROPOLITANA I Z T A P A L A P A

Reporte Final de Seminario de Proyectos I1

Y ESTETOSCOPIO ELECTRONIC0

" TERMOMETRO DIGITAL

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I Suárez cruz ,r?hartín Días González Alejandro

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México, D. F. a 2 de Agosto de 1994.

INTRODIJCCION

En el transcurso de la Historia del Hombre ha existido la imperiosa necesidad de conocer los orígenes y magnitud de las enfermedades, para ello ha sido necesario implementar dispositivos que reernplazen a los sentidos puesto que éstos son limitados; tal es el caso de los miicroscopios que permiten observar mundos pequeaisimos, o bién de los Rayos X los cuales permiten un diagnóstico más certero.

Por otro lado, también existen muchas variables fisiológicas que además de poder apreciarles cualitativamente es indispensable tener un índice cuantitativo de la magnitud. En este punto es donde nace la Ingeniería Biomédicu.

La invención, diseño del prototipo, desarrollo del producto, pruebas clínicas, aprobaciones regulatorias, mercadeo y venta de un instrumento médico se suma a lo complejo, caro y liargo proceso. Muy pocas ideas nuevas sobreviven a los requerimientos prácticos, barreras humanas e inevitables retrocesos en éste árduo proceso. Usualmente existe una persona la cual es el "campeón" de un instrumento ó dispositivo verdaderamente nuevo. Esta persona -la cual no es necesariamente el inventor- debe tener una visión clara del producto nuevo final y cómo debe de usarse éste exactamente. Y lo más importante, ésta persona tiene el compromiso y persistencia de superar cualquier problema técnico.

Sistema de Instrumentación Médica Generalizado

Cada sistema de instrumentación tiene por lo menos algunos de los componentes mostrados en la figura 1. El flujo primario de la informacián es de izquierda a derecha. Los elementos y relaciones dibujados con líneas punteadas no son escenciales. La mayor diferencia entre este sistema de instrumentación médica y los sistemas de instrumentación convencionales es que la fiiente de las señales es tejido vivo ó energía aplicada al tejido vivo.

Mesuvando La cantidad física, propiedad, o condición que el sistema mide es llamada

mesurando. La accesibilidad del mesurando es importante debido a que puede ser interna (presión sanguínea), puede ser en la superficie del cuerpo (potencial electrocardiograma), puede ser emanado del cuerpo (radiación infi-arroja), ó puede ser derivado de una muestra de tejido (tal como

c - I I I I I I 8 I I I I 8 I I I I I I I I

I I

de Datos de Datos 11.11

FiGURA 1 !SISTEMA DE INSTRUMENTACION GENERALlZADO

sangre ó biopsia). La mayoría de los más importantes mesurandos pueden ser agrupados en las siguientes categorías:

biopotencial, presión, flujo, dimensiones (imágenes), desplazamiento, (velocidad, aceleración y fuerza), impedancia, temperatura, y concentraciones químicas. El inesurando puede estar localizado en un órgano específico ó en una estructura anatómica.

Sensor Generalmente, el término transductor se define como un dispositivo que

convierte una forma de energía en otra. Un sensor convierte un mesurando físico en una salida eléctrica. El sensor debe responder solamente a la forma de energía presente en el mesurando, excluyendo las demás. El sensor debe de hacer interface con el sistema vivo de forma tal que minimize la energía extraída, y que sea lo menos invasivo posible. Muchos sensores tienen un elemento sensor primario tal como un diafiagtna, el cual convierte presión a desplazamiento. Un elemento de conversión de la variable, tal como un strain gage, entonces se convierte el desplazamiento a un voltaje eléctrico. Algunas veces la sensibilidad del sensor puede ser ajustada sobre un amplio rango por medio de la alteración del elemento sensor primario. Muchos elementos de conversión de la variable necesitan alimentación eléctrica externa para obtener una salida del sensor.

Acondicionamiento de la Señal Usualmente la salida del sensor no puede ser directamente acoplada al

dispositivo de despilegue. Los acondicionadores simples de señal pueden amplificar y filtrar ó meramente &E impedancias del sensor al despliegue. Por lo regular las salidas del sensor son convertidas a forma digital y entonces procesadas por circuitos digitales especializados ó por una microcomputadora. Por ejemplo, el acondicionamiento de la señal puede incluir compensación contra respuestas indeseadas del sensor. Puede también promediar seiiales repetitivas para reducir ruido, ó puede convertir información del dominio del tiempo al dominio de la fi-ecuencia.

Despliegue de la Salida Los resultados del proceso de medición deben de ser desplegados en una forma

tal que el operador humano

pueda percibir. La mejor manera para el despliegue debe de ser numérica ó gráfica, discreta ó continua, permanente ó temporal, dependiendo del mesurando en particular y de cómo el operador usará ésta información. Aunque la mayoría de los despliegues deben ser de manera visual, alguna información es mejor percibida por otros medios (el medio auditivo, por ejemplo).

Elementos Auxiliares A la entrada del sensor (ó en cualquier punto del procesamiento de la señal)

como sea posible, es necesario que se realize una calibración de la señal con las propiedades del mesurando. Se requieren muchas formas de control y de retroalimentación para ajustar el sensor y acondicionar la señal, y para dirigir el flujo de la salida para despliegue, almacenamiento ó transmisión. El control y la retroalimentación pueden ser automáticos ó manuales. Los Datos pueden ser almacenados brevemente para encontrar los requisitos que se necesitan para el acondicionamiento de la señal ó para habilitar al operador a examinar los datos que preceden después de una condición de alarma. O los datos pueden ser almacenados antes del acondicionamiento de la señal, de manera que puedan ser utilizados diferentes esquemas de procesamiento. Algunos principios convencionales de comunicación pueden frecuentemente ser usados para transmitir datos a despliegues remotos como estaciones de enfermeria, centros médicos, etc.

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TERMOMETRO DIGITAL

Temperatura corporal y regulación tkrmica

Temperatura <:<central> y temperatura supe flcial.

La temperatura en el interior -el <<núcleo»- del organismo es notablemente constante, variando menos de 0.6"C día tras dáa, salvo en caso de enfermedad febril. De hecho, un individuo desnudo puede quedar expuesto a temperaturas bajas, del orden de 12OC, o relativamente altas, por ejemplo cle 60°C, conservando, sin embargo, una temperatura interna casi constante. Así pues, resulta evidente que el mecanismo de regulación de la temperatura corporal es un sistema de control admirable.

En contraste con la central, la temperutura superjcial aumenta y disminuye con la del medio ambiente, y es la temperatura importante cuando nos referimos a la capacidad de la piel para perder calor hacia el ambiente.

Temperatura Corporal Normal.

Ningún nivel de temperatura puede considerarse normal, puesto que las mediciones de muchas personas normales han puesto de manifiesto límites de temperatura normales,, como se ilustra en la figura 2, desde menos de 36°C a más de 37.2"C. Cuando la medición se efectúa en el recto los valores son cerca de 0.6"C mayores que los de la temperatura bucal. La temperatura normal promedio se considera por lo general entre 36.7 y 37°C cuando se mide en la boca, y alrededor de 0.6"C cuando se mide en el recto.

OPAL I 104i40 Trabajo intenso, emoaón Algunos edultim normales Muchos niños activos f-

Limites gensrtdea normales {/ 98 I 37

5 ; 36 { 96: . Primeras horas de la rnañmm Tiempo frío, eic:.

RECTAL

Ejercicio intenso

Emoción o ejercicio moderado Algunos adultos normales Muchos niños adivos Límites generales normales

Primeras horas de la mañana Tiempo frío. etc.

3 1

Fígurai 2. Variación Edímada de la Temperatura Corporal en Personas Nomales.

La temperatura corporal varía con el ejercicio y con la temperatura del medio, pues los mecanismos reguladores no son 100% eficaces. Cuando el cuerpo produce exceso de calor por ejercicio intenso, la temperatura rectal puede alcanzar hasta 38 a 40°C. Por otra parte, cuando el cuerpo queda expuesto a tiempo en extremo frío, la temperatura rectal muchas veces puede caer hasta valores considerablemente inferiores, a 36.5"C.

Sistema Aislante del Organismo.

La piel, los tejidos subcutáneos y la grasa de los mismos, son un aislador térmico para el organismo. Ida grasa es de especial importancia, porque su facilidad para conducir es sólo un tercio de la de los demás tejidos. Cuando la sangre de los órganos internos calientes no fluye hacia la piel, las propiedades aislantes del cuerpo normal del barón equivalen casi a

tres cuartos de las cualidades aislantes de las ropas usuales. En las mujeres este aislamiento es incluso mejor. Desde luego, el grado de aislamiento varía según el espesor de la grasa subcutánea; cada milímetro de grasa permite a la persona estar cómoda en una atmósfera con una temperatura 1.2 a 13°C inferior.

Ya que la mayor parte de calor del organismo se produce en sus regiones más profwidas, el aislamiento debajo de la piel es un medio eficaz para conservar normal la temperatura interna aunque permite que la temperatura de la piel se aproxime a la del medio ambiente.

Flujo de Sangre a la Piel y tran$erencia de Calor desde el Centro del Organismo

Los vasos sanguíneos penetran en los tejidos subcutáneos aislantes y se distribuyen profusamente en las regiones papilares de la piel. En realidad, justo por debajo de la piel se encuentra un plexo venoso continuo al que llega sangre de los capilares cutáneos en áreas más expuestas del cuerpo como manos, pies y orejas, la sangre llega al plexo directamente desde las arterias pequeñas por medio de anastomosis arteriovenosas muy muscularizadas provenientes de la unión de arteríolas con venas. La velocidad de flujo sanguíneo por este plexo venoso puede ser muy variable, desde apenas un poco mas de 0% hasta 30% del gasto cardiac0 total. El flujo sanguíneo elevado hace que el calor llegue con gran eficiencia desde la parte central del cuerpo hacia la piel, en tanto que la reducción de este flujo disminuye la eficiencia de la conducción del calor.

Es manifiesto, por tanto, que la piel es un eficaz sistema «radiador», y que el flujo de sangre por la piel es el mejor mecanismo para transferk el calor, desde el centro del cuerpo hacia esta.

Regulación de la conducción del calor hacia la piel por el Sistema Nervioso Simpático.

La conducción de calor a la piel mediante la sangre está controlada por el grado de vasoconstricción de arteriolas y anastomosis artenovenosas que llevan sangre al plexo venoso de la piel. A su vez, esta vasoconstricción está regulada casi del todo por el sistema nervioso simpático, en respuesta a. los cambios en la temperatura interna del organismo o en el medio ambiente.

Equilibrio Entre La Producción y La Pérdida De Calor

En el cuerpo se produce en forma cornstante calor como producto secundario de las reacciones metabólicas, y se pierde también continuamente. Cuando la intensidad de calor producido es exactamente igual a la intensidad de calor perdido, se dice que el individuo se halla en equilibrio calórico. Pero cuando deja de existir el equilibrio, es evidente que empiezan a subir o bajar tanto el calor que contiene el cuerpo como la temperatura del organismo.

Los principales factores que desempeñan papeles importantes en la producción de calor pueden enumerarse así :

1) metabolismo basal de todas las células del organismo;

2) aumento del metabolismo por actividad muscular, incluyendo el caso de estremecimiento;

3) aumento del metabolismo por efecto de la tiroxina sobre las células;

4.) aumento del metabolismo por efecto de la noradrelina Y la

estimulación simpática, y 5) aumento del metabolismo por mayor temperatura de las células corporales.

Pérdida de Calor

Los diversos mktodos por los que pierde calor el organismo incluyen : radiación, conducción y evaporación y pueden explicarse de la siguiente manera :

Radiación. El cuerpo desnudo en una habitación a temperatura normal elimina por radiación el 60% de la pérdida total de calor.

La pérdida de calor por radiación significa pérdida de calor en forma de rayos infrarrojos, que son ondas electromagnéticas. La mayor parte de rayos infi-arrojos que irradian del cuerpo tienen longitudes de onda de 5 a 20 micras, 10 a 30 veces la longitud de onda de los rayos visibles. Toda la masa del universo que no se halla a temperatura de cero absoluto irradia calor. El cuerpo lo irradia en todas direcciones; los rayos caloríficos provienen de las paredes y de otros cuerpos. Si la temperatura del cuerpo es mayor que la temperatura del medio, pasará una cantidad de calor mayor desde el cuerpo hacia afuera que en sentido opuesto.

Conducción. En general, sólo se pierden muy pequeñas cantidades de calor corporal por conducción directa de la superficie del cuerpo a otros objetos, como una silla o una cama. Cuando una persona desnuda se sienta por primera vez en una silla, se produce de inmediato rápida conducción de calor desde el cuerpo a la silla, pero a los pocos minutos la temperatura de la silla se ha elevado hasta ser casi igual a la temperatura del cuerpo; a partú de entonces la silla en realidad se transforma en un aislante para evitar pérdida ulterior de calor.

Por otra parte, la pérdida de calor por conducción hacia el aire, representa una porción considerable de calor perdido por el cuerpo, incluso en condiciones normales. Recordemos que el calor es en realidad energía cinética generada por movimiento molecular, y que las moléculas que forman la piel del cuerpo están sometidas continuamente a movimiento vibratorio. La energía de este movimiento puede transferirse al aire, si está mas frío que la piel, aumentando así la velocidad de movimiento de las moléculas del aire. Sin embargo, una vez que la temperatura del aire próximo a la piel resulta igual a la temperatura de ésta, ya no hay intercambio de calor desde el cuerpo hacia el aire. Por tanto, la conducción de calor del cuerpo al aire termina automáticameiite, a menos que éste se desplaze de manera que, eia forma continua, quede aire fiiluevo no calentado que esté constantemente en contacto con la piel; este fenómeno es llamado convección.

Convección. La eliminación de calor del organismo por convección de corrientes de aire suele denominarse <<pérdida de calor por convección». De hecho, el calor primero debe ser conducido al aire, y luego alejado por corrientes de convección.

Casi siempre alrededor del cuerpo tiene lugar una pequeña convección por la tendencia que tiene el aire vecino de la piel a elevarse cuando se calienta.

Importancia de la Temperatura

L a temperatura del cuerpo del paciente dá una importante información física acerca del estado fisiológico del individuo. L a temperatura externa del cuerpo es uno de los muchos parámetros usados para evaluar a los pacientes en shock, debido a la reducida presión sanguínea de una persona en un shock circulatorio resulta en un bajo flujo a la periferia. Un descenso de temperatura en el dedo gordo del pie es una buena señal de riesgo de shock. Las mfecciones,

”

por otro lado, se reflejan usualmente por un incremento en la temperatura del cuerpo, con una piel caliente y de color rojo encendido además de pérdida de fluidos. La ventilación, perspiracibn, y flujo sanguíneo a la piel incrementados resultan cuando fiebres altas destruyen enzimas y proteínas sensibles a la temperatura. La Anestesia decrementa la temperatura del cuerpo por medio de la depresión del centro de regulación térmica. De hecho, rutinariamente se induce hipotermia en casos quirúrgicos en los cuales se desea decrementar un proceso metabólico del paciente y la circulación sanguínea.

En Pediatría, se usan incubadoras de calentamiento especiales para estabilizar la temperatura del cuerpo de los infantes. Los sistemas de control regulatorio y monitoreo exacto de la temperatura se usan para mantener un ambiente de temperatura deseable para el infante.

En el estudio de artritis, físicos han demostrado que la temperatura de los nudillos está muy correlacionada con la cantidad de inflamación local.. El incremento en el flujo sanguíneo debido a la artritis y la inflamación crónica pueden ser detectadas por mediciones térmicas.

El sitio específico de registro de la temperatura del cuerpo debe ser seleccionado cuidadosamente de tal modo que éste realmente refleje la temperatura del paciente. También, cambios ambientales y artefactos pueden causar lecturas erróneas. Por ejemplo, la temperatura oral-mucosa y de la piel de un paciente rara vez refleja la temperatura real del cuerpo.

Termómetro de Mercurio La base del funcionamiento de éste tradicional método de medición de la

temperatura reposa ein el efecto de dilatación del material, el mercurio, el cual se encuentra depositado en el interior de un tubo de vidno graduado donde

inicilamente se concentra en un "bulbo" dentro del mismo recipiente. Este bulbo es el sensor del instrumento (figura 3).

El bulbo se coloca en el sitio exacto de medición. El mercurio subirá por su conducto hasta alcanzar la dilatación proporcional a la temperatura, en ese punto, al final de la columna de mercurio se observa la escala y se obtiene de manera directa la temperatura. Es mucho muy sencillo con este instrumento conocer el estado térmico no sólo del cuerpo ya que existen de variados rangos dependiendo del uso. La restricción con este tipo de termbmetros es de que la información que proveen es sólo visual, si la temperatura es usada como variable de retroalimentación en un sistema X (ejemplo, incubadora neonatal), es necesario que además de proporcionar una salida visual, también proporcione una salida eléctrica (ó de cualquier otro tipo) que pueda ser usada como mformación para la decisión de tal o cual acción.

.

Otro posible problema es la exactitud, ya que la escala de lectura es limitada y esto puede conducir a la extrapolación, siendo ésta una vía de error.

También es cierto que para muchas aplicaciones el termómetro de mercurio es excelente por su fácil manejo Y

bajo costo.

Cuando se pie:nsa en tener un termómetro con mayor resolución y que pueda proporcionar alguna señal para ser usada como control, entonces se puede pensar eri usar un termómetro di,gital.

Termómetro D<igitai

Planteamiento:

El problema consiste en diseñar y construir un termómetro digital con salida a

L a figura 4 muestra el diagrama a bloques: displays de 7 segmentos y que tenga una resolución de O. 1 "C.

Paciente

Figure 4.. Diagrama a bloques del Termómetro Digital

Transductor

Este transductor puede ser de cualquier tipo, ya sea un termopar cuyas características de construcción permiten obtener una salida en voltaje proporcional a la temperatura; o bién tin transistor que ofiece también cambios proporcionales a ia temperatura; también puede pensarse, dentro de otros transductores más, en un termistor.

Los termistoresi son semiconductores hechos de materiales cerámicos que son resistores térmicos con coeficiente de temperatura altamente negativo. Estos materiales reaccionan a cambios {de temperatura de una manera que es opuesta a la manera en que los metales reaccionan a tales cambios. La resistencia de los termistores decrece conforme la temperatura aumenta y se incrementa conforme la temperatura se decrementa.

Sapoff revisó los diferentes tipos de termistores que se han encontrado son apropiados para uso biomédico. La resistividad de los termistores semiconductores usados para aplicaciones biomedicas está entre 0.1 y 100 ohrmmetro. Estos dispositivos son pequeños en tamaiio (pueden ser hechos menores de 0.5 rnm en diámetro), teniendo una sensibilidad relativamente grande a los cambios de temperatura (-3 a -5%/OC), y teniendo una excelente estabilidad térmica (* 0.2% del valor de la resitencia nominal por año).

Las características de corriente-tiempo de un termistor son importantes en cualquier análisis dinámico del sistema. Cuando se aplica un pequeño cambio en voltaje a un circuito serie consistiendo de un resistor y un termistor, fluye una corriente. El retardo de tiempo para que la corriente alcance su valor máximo está en función del voltaje aplicado, la masa del termistor, y el valor de la resistencia del circuito serie. Con los circuitos de termistores son posibles retardos de tiempo desde milisegundos hasta muchos minutos. Retardos de tiempo similares ocurren cuando la temperatura que rodea al termistor es cambiada bruscamente (en fonna de señal escalón).

Se han propuesto varios esquemas para linelizar las características de resistencia versus temperatura entre ellos

resistencias en paralela con el termistor o bién conductancias en sene.

La circuitería usada para la lectura del termistor es escencialmente la misma que para los sensores condw.tivos, y muchas de las mismas técnicas aplicadas. Los circuitos puente dan alta sensibilidad y una buena exactitud, esto comprende al bloque marcado como iineaiización.

Para mech la comente en un termistor como una función de la temperatura se pueden usar circuitos con amplificadores operacionales. En escencia, este circuito aplica un voltaje constante al termistor y monitorea su corriente con un convertidor de comente a voltaje. Con ayuda de los mismos amplificadores operacionales es posible darle ganancia en voltaje a la señal para facilitar su manipulación. Es la fiuición del bloque llamado Amplijrcación.

Finalmente, el idtimo bloque comprende la parte escencial de todo el proceso: la salida visual. Esta salida visual lleva consiga una manipulación extra de la información para reacomodarla de acuerdo a factores de escala y poder leer la temperatura sin problema alguno.

Explicación del Circuito

Para el desarrollo del termómetro digital, se hizo uso de tecnología análogica y digital. La primera es el corazón del sistema, la cual se encarga de convertir una variable fisiológica, temperatura corporal en nuestro caso, en una señal eléctrica. En este mismo punto también se amplifica y acondiciona dicha señal para acoplarse con la siguiente etapa.

La etapa numero 2 es la parte digital. Esta parte tiene como objetivo convertir la señal analógica en una l señal digital y mostrarla en displays de 7 segmentos.

Etapa Analógim:

Esta etapa a su vez se subdivide en 3 pequeños módulos los cuales son : Puente de Weahtstone, Amdificador de Instrumentación y Amplificador Inversor con Offset. (ver fígura 5).

miente de Weahtstone:

La alimentación en este módulo es con +5 volts referenciados a tierra. El objetivo del puente de Weahtstone es entregar un voltaje diferencial (Vol y V02) el cual es proporcional a la temperatura.

Los componentes R1, R2 y 21 son resistencias de 1 K y diodo zener de 2.5 V y 114 W respectivamente.

Con este arreglo podemos asegurar una alimentación más ó menos estable para el puente resistivo.

El miente consta de 4 resistencias: R3, R4, R5 y RT. Para efectos prácticos, R4=R5, R3=RT+AR

donde RT es la resistencia del termistor.

además, si 2R3»AR:

\‘O 1 -V02=(AR/4R3)Vi

Esta resistencia (RT) es función de la temperatura, como ya se mencionó antes, es decir, cambia de valor de acuerdo a la temperatura.

Este cambio de resistencia es no lineal por ello se requiere del puente de Weahtstone para arreglar a ser un sistema lineal aunque sólo lo sea en el rango que a nosotros nos interesa (desde aprox. 36 hasta 4 1 “C).

El termistor tiene como característica un coeficiente de temperatura mayor que cualquier metal, además de que es negativo con lo que un incremento en la temperatura provoca uu1 decremento notable en la resistencia del termistor.

La relación resistencia-temperatura para el termistor es exponencial y está dada por (Victor Engineering 1955):

R.T=RO exp(P (l/T - VI10))

donde: T=Temperatura absoluta (“K) RT=Resistencia a la Temperatura TO=Temp. en OK (común 298°K) RO=Resistencia eii la Temp. TO P=Coef. de Temp. (300 a 400)

’

Amplificador tie Instrumentación

Idealmente, el diseño describe un amplificador de ganancia unitaria cuyo propósito es el de acoplar la salida y restar V02 de V01 para obtener nuestro voltaje diferencial.

La salida diferencial del puente entra en dos operacionales en configuración de seguidor de voltaje, esto le permite un buen acoplamiento de las señales porque tienen alta impedancia de entrada y baja impedancia de salida, 10 cual es deseable en muchos casos.

El último amplificador operacional en éste módulo tiene configuración de restador . La señal que entra por el pin no inversor (+) es tomada para que se le reste la señal que entra por el pin inversor (-), V02. No se intenta dar ninguna ganancia en esta parte, sólo se cumple con la configuración típica del restador cuidando de que las resistencias tengan el mismo valor ohmico.

La salida de este último es una señal inversamente proporcional a la temperatura con una sensibilidad de -10 milivolts por grado centígrado y es lineal entre los 15 y 42°C.

Amplificador Inversor con Offset.

Debido a que la seiial que entrega el módulo anterior es inversamente proporcional a la temperatura, esto representa un problema delicado si se considera ell funcionamiento de la siguiente etapa. En ésa etapa se lleva a cabo una conversión A/D común y corriente, esto indica que la información puede entonces ser dirigida hacia display’s multiplicada por un factor de escala y obedeciendo a la entrada: si la entrada disminuye, la salida también lo hace. Más adelante se describe más ampliamente el funcionamiento de la etapa 11.

Entonces, es claro que debemos invertir la señal y además se le agrega un offset que le dá la capacidad de "mover" la señal a un rango adecuado.

El amplificador operacional muestra la configuración típica de un amplificador inversor agregándole a. ésta un pequeño módiilo del control del offset. El potenciómetro marcado con POT1 es el que hace posible éste control.

El potenciómetro marcado con POT2 nos dá la posibilidad de variar en un pequeño rango la ganancia reflejada en Vsal. La figura 5 muestra lo descrito anteriormente.

Etapa Digital:

Para ésta etapa se luz0 uso del circuiio integrado ICL7 107 de Intersil. El Intersil ICL7106 y 7107 son convertidores A/D de alto desempeño y baja potencia de 3 1/2 dígitos conteniendo todos los dispositivos activos necesarios en un solo C.I. CMOS. Incluye siete decodificadores de segmento, manejadores de display, una referencia y un reloj. El 7 106 está diseñado para hacer interface con un display de cristal líquido (LCD) e incluye un manejador del plano de fondo, el 7107 directamente manejará un display de diodos emisores de luz (LED).

El 7106 y 7107 brindan ambos una combinación sin precedentes de alta exactitud, versatilidad, y verdadera economía. Este incluye auto-cero con menos de lOpV, fluctuación de cero de menos de ipV'/OC, corriente de polarización de entrada de 10 pA máximo, y error de menos de una cuenta. Las entradas diferenciales reales y la referencia son útiles en todos los sistemas, dan al diseñador una ventaja poco común cuando se miden celdas de carga, strain gauges y otros transductores del tipo puente. Finalmente, la verdadera economía de la operación con una fuente de alimentación sencilla (7106), habilita la posibilidad de que sea construido un medidor con la adición de solamente 10

componentes pasivos y un display.

Característicasi: >Lectura de cero garantizada para una eptrah de cero volts en

>Polaridad read en cero para una precisa detección de nulo. >Comente de entrada típica de 1pA. >Entrada diferencial real y referencia. >Manejador directo de display sin componentes externos

todas las escalas.

-LCD ICL7 106 -LED ICL7 107

>Bajo ruido: menos de 15pV p-p. >Reloj y Referencia "on-chip''a >Baja disipación de potencia: típicamente menos de 1 OmW. >No se requieren circuitos activos adicionales. >Nuevo empaque de linea pequeña disponible. >Kit de evaluación disponible.

Rangos Máximos Absolutos:

Fuente de Alimentación ICL7106, V+ a V- ........................................ 15 V ICL7107, V+ a ...................................... +6 V ICL7107, V- A GND.....................................-9 V

Voltaje de Entrada Analógico ...............................................V+ a V-

Voltaje de Entrada de Referencia.. ...................................... .V+ a V- Entrada del Reloj : IC:L7106 ............................................. TEST a V+ IClL7107 ...............................................GND a V+

Disipación de Potencia: Empaque Cerámico.. .................................. lOOOmW

Temperatura de Operacibn.. ................... O a +70°C Temperatura de Almacenamiento ....- 65 a +150"C Temperatura del Plomo (soldar, 1 O seg). ................................................. 300°C

Empaque Plástico.. ...................................... .800mW

La configuracibn usada para éste propósito es aquella marcada en el manual de aplicación de INTERSIL como para escala completa de 2.000 volts, con la adición de un offset entre IN LO y COMMON. Para niás detalles sobre información técnica será necesario consultar dicho manual, ya que ahí se encontrará la explicación de todo lo que contiene el chip 7 107. Adicionalmente se encuentra la figura 6 para consultar.

La conflguración del manual es válida tal cual sólo si el factor de escala es 1.000, lo cual se observa en el el Vref en el pin 36. Este factor con valor 1.000 indica que lo que mida de voltaje en IN (pines 30 y 31) es lo que saldrá a los displays. Sin embargo, en muchas aplicaciones donde el A/D es conectado a un transductor, existirá un factor de escala

que es diferente a la unidad entre la entrada en voltaje y la lectura digital. Por ejemplo, en un sistema cualquiera, el diseñador quisiera tener una lectura de escala completa cuando el voltaje del transductor es 0.682 V. En vez de dividir la entrada en 200.0 niV, el diseñador debe usar la entrada de voltaje directamente y seleccionar Vree0.341 V. Otra ventaja de este sistema ocurre cuando se desea una lectura digital de cero para VIN diferente de cero. Este offset en la lectura puede ser generado convenientemente conectando el voltaje del transductor entre N HI (pin 31) y COMMON (pin 32) y el offset variable (o fijo)l entre COMMON e IN LO (pin 30). La figura 6 muestra también la colocación del potenciómetro del offset.

Pruebas:

Una vez armado el circuito se procede a la calibración, con ayuda de una parrilla, un recipiente: de vidnio y un termómetro de mercurio como se muestra en la figura 7 .

Figura 7. Sistema para la Calibración del Te&nietro D&aI

Se coloca agua en el recipiente hasta un nivel suficiente como para cubrir tanto el bulbo del termómetro como al

termistor, para que se Iiomogeneize la temperatura del agua y para que se esiabilizen los componentes del circuito se deja pasar un tiempo de aproximadamente 30 minutos. Luego de transcurrido este tiempo se empieza a calentar la parrilla con el selector en la posición baja. Se anotan temperatura en el termómetro de mercurio, Vsal, RT y lectura en los display's para poder encontrar el factor de escala. Aunque suena muy sencillo ésta labor, el hecho de calentar muy lentamente implica un buen de tiempo por lo que fácilmente se ocupa toda una tarde.

Luego de varias pruebas, se llegó a las siguientes lecturas:

JUL. 13/94

Temperatura Vsal Salida Display ("C) 09

28 30 33 35 37 38.2 39 40

O. 108 0.252 0.454 0.589

0.684 0.774 0.830 0.894

29.2 31.2 33.8 35.9 37.3 38.3 39.1 40.0

Como se puede observar, en el rango clínico (36-40°C) el circuito se comporta de manera lineal y mucho muy proporcional a la temperatura registrada en el termómetro de mercurio con lo cual se asegura una lectura muy confiable para el propósito que fbé diseñado.

ESTETOSCOPIO ELECTRONIC0

Fisiología de 10s Ruidos Cardiacos

El ciclo cardiaco incluye un periodo de relajación denominado diástole, seguido de un periodo de contracción denominado sístole.

[cabeza y extremidades - cuptrhms I 4

Auricula Derecha

Válvula ‘“Aurícula izquierda

Válvula Aorta Válvula Mitral Ventriculo Izquierdo

Inf e nor . ”.’ Vehículo Derecho

Figura A. Estructura del Corazón y curso del flujo de c m gre a Prmbs de las cámaras car- díacas.

Cuando se aplica un estetoscopio a im corazón normal se percibe un ruido que suele imitarse como <<lub, dub, lub, dub>>. El ruido «lub» corresponde al cierre de las válvulas auriculoventriculas (la tricúspide y la mitral) al comenzar la sístole, ver la figura A y el <<dub>:> al cierre de las válvulas semilunares (la aórtica y la pulmonar) al final de la sístole. El sonido <<lub» recibe el nombre de primer ruido cardiaco; el «dub» se llama segundo ruido cardiaco, porque se considera que el ciclo cardiaco normal empieza al iniciarse la sístole.

’

Causas del primero y el segundo riudos cardiacos.

El cierre de las válvulas en cualquier sistema de bomba suele causar ruido porque las válvulas se cierran enérgicamente sobre una abertura, creando vibraciones del líquido contenido ó de las paredes de la bomba. En el corazón las válvulas están amortiguadas por la sangre y resulta dificil comprender cómo producen tanto ruido.

Lo primero que: se pensó es que el choque de las hojuelas valvulares es lo que originan los ruidos cardiacos, pero se ha comprobado ahora que esto causa poco o ningún ruido por el efecto de almohadillado cle la sangre. Por el contrario, la causa es la vibración de las válvulas tensas inmediatamente después del cierre y la de las paredes del corazón y de los vasos mayores alrededor del mismo. Esto es, en la generación del primer ruido cardiaco la contracción de los ventrículos produce flujo retrógrado súbito de sangre contra las válvulas auriculoventriculares, lo que hace que se abomben hacia las awículas hasta que las cuerdas tendinosas detienen de manera súbita éste abombamiento. En seguida, la tensión elástica de las válvulas hace que el flujo retrógrado se dhja nuevamente al ventrículo respectivo. Estos fenómenos determinan que tiinto la sangre como los vetrículos y las válvulas vibren y causen asimismo turbulencias vibrantes en la sangre. Las vibraciones luego se transmiten hasta la pared torácica, donde pueden percibirse con el estetoscopio.

El segundo ruido resulta de la vibración de las válvulas semilunares cerradas tensas, y de la vibración de las paredes de la arteria pulmonar, la aorta y, en grado mucho menor, los ventrículos. Cuando cierran las válvulas semilunares se abomban hacia los ventrículos, y su rebote elástico rechaza de nuevo la sangre hacia las arterias, lo que produce un periodo breve de reberveración de sangre de vaivén entre las paredes de las arterias y las válvulas, y también entre éstas y las paredes ventriculares. Las vibraciones creadas en dichas paredes se transmiten a lo largo de las arterias con la velocidad de la onda del pulso. Cuando las vibraciones de las paredes entran en contacto con una madera sonora, como vendría a ser la pared torácica, crean el sonido que resulta perceptible.

Duración y frecuencia del primero y segundo ruidos cardiacos.

La duración de cada uno de estos ruidos cardiacos es ligeramente mayor de una décima de segundo; el primer ruido cardiaco dura aproximadamente O. 14 de segundo, el segundo aproximadamente 0.1 1 de seguido. Ambos se

describen como de tono bajo, el primero más bajo que el segundo. En la práctica, podemos considerar que todos los ruidos cardiacos audibles se hallan aproximadamente entre 40 y 500 ciclos por segundo, a pesar de que la máxima amplitud de las vibraciones ocurre con la fi-ecuencia respectivamente. Por ejemplo, siempre que el comienzo es muy rápido la presión intraventricular se eleva rápido durante el periodo isométrico de la contracción ventricular; sin embargo, la presión en el lado opuesto de las válvulas aurículoventriculares persiste eii unos pocos torr. Por tanto, la intensidad del cambio del gradiente de presión entre los dos lados de las válvulas es muy grande; en consecuencia, el primer ruido cardiaco es intenso. Cuando el corazón está muy activo, por ejemplo durante el ejercicio e inmediatamente después, la fuerza de contracción del ventrículo está muy aumentada y el primer ruido cardiaco en este caso es muy intenso. A la inversa, en un corazhn debilitado en el cual el comienzo de la conúación es perezoso, la intensidad del primer ruido está muy disminuída.

Por lo que se refiere ai segundo ruido cardiaco, la disminución de la presión ventricular al término de la sístole es la que rige su intensidad. La magnitud de ésta disminución depende básicamente del nivel de la presión sistólica ventricular al tiempo que se cierra la válvula. En una persona hipertensa la presión cuando se cierra la válvula aórtica puede ser hasta 200 torr, de manera que la presión intraventricular cae con rapidez al doble de la normal, siguiendo todo el camino hasta cero en unas pocas centésimas de segundo. En consecuencia, el ruido aórtico es muy intenso. En caso de hipertensión pulmonar, el ruido pulmonar está muy aumentado. Por otra parte, cuando la presión arterial es lbaja, por ejemplo en caso de choque ó en las etapas terminales de la insuficiencia cardiaca, el segundo ruido está disminuído hacia una intensidad muy baja.

Tercer ruido cardiaco.

En ocasiones se percibe un tercer ruido cardiaco al principio del tercio medio de la diástole. Una explicación lógica, pero no confírmada aún, de este ruido es la oscilación de la sangre hacia atrás y adelante ante las paredes de los ventrículos iniciada por el torrente de sangre que llega a la aurícula.

El tercer ruido c:ardiaco es un retumbo muy débil, de frecuencia bajísima que no suele percibirse con un. estetoscopio, pero puede llegar a registrarse muchas veces en el fonocardiograma.

Cuarto ruido cirrdiaco.

En muchas personas puede registrarse en el fonocardiograma un nido auricular, pero casi nunca puede oirse con un estetoscopio por su frecuencia muy baja. Este ruido se produce cuando se contraen las auriculas; tal vez dependa de una rápida penetración de sangre en los vervtrículos que inicia vibraciones similares a las del tercer ruido cardiaco.

Zonas de auscultación de los ruidos cardíacos normales.

La percepción de ruidos procedentes del cuerpo, generalmente con estetoscopio, se denomina auscultación. En la figura B se indican las zonas de la pared torácica donde suelen percibirse mejor los ruidos de cada válvula cardiaca. Con el estetoscopio colocado en la zona valvular correspondiente siguen oyéndose los ruidos de las demás válvulas, pero el correspondiente a la válvula que se estudia es el más intenso en comparación con lor; demás. El cardiólogo distingue los ruidos de las diferentes válvulas por un proceso de eliminación; o sea que se desplaza el estetoscopio de una zona a otra observando la intensidad de los ruidos en diferentes áreas, captando gradualmente los componentes acústicos de cada válvula.

Las zonas para auscultar los diferentes ruidos cardiacos no se hallan precisamente encima de las válvulas correspondientes. La ZOM aórtica se localiza alta a lo largo del vaso, la pulmonar alta a lo de la arteria del mismo nombre, la zona iricúspide se halla por encima del ventrículo derecho, y la zona mitral a nivel de la punta del corazón, la. parte del ventrículo izquierdo que está más cerca de la superficie del tórax porque el corazón ha girado de manera que la mayor parte del ventrículo izquierdo se encuentra detrás del ventrículo derecho. En otras palabras, los ruidos causados

por las válvulas auriculoventriculares se transmiten a la pared torácica siguiendo cada ventrículo respectivo, y los ruidos procedentes de las válvulas semilunares se transmiten siguiendo los grandes vasos que salen del corazón. Esta transmisión de los niidos corresponde bien a la teoría según la cual la causa de los ruidos cardiacos son las ondas de reflexiones de presión.

figura B. ,Zonas del tórax donde mejor se percibe cada Nido ValVUlEU.

Micrófono y sus Características.

Desde la invención del disco de Rayleigh se han sucedido los esfuerzos de creación de transductores para la medida del sonido.

E1 método del disco de Rayleigh utiliza la visualización de la deflexión de una membrana vibrante sometida a la acción sonora y mide la velocidad de las partículas. A medida que los procesos tecnológicos se desarrollaron se evolucionó hacia la medida de presiones sonoras. Los micrófonos más modernos

responden a las diferencias de presión a través del diafragma, lo cual puede obtenerse por mediación de una diferencia de fase de la presión sonora en cada lado del diafragma, midiendo así la velocidad de las partículas sonoras, o bien manteniendo constante la presión en un lado del diaf?agma y realizando de este modo la medida de la presión sonora. Al primer tipo se le conoce con el nombre de micrófono de gradiente de presión y al segundo se le denomina micrófono sensible a la presión sonora.

Desde el punto de vista de las medidas, el criterio básico, es que los micrófonos deben proporcionar una respuesta eléctrica que sea fiel reproducción de la señal sonora en una gama duiámica amplia y en un margen de fiecuencias también amplio.

Características de los Transductores Acústicos.

Sensibilidad Se define la sensibilidad del transductor como el valor de la salida eléctrica por

unidad de la magnitud mecánica de excitación (en general presión del aire). Normalmente se utilizan las unidades de mV pascal, siendo 1 pascal una presión correspondiente a 94 dB, relativos a la presión acústica normalizada. Otra forma acostumbrada de expresar la sensibilidad es en dB respecto de 1 V pascal. En general, para un tipo de micr6fono dado, la sensibilidad es proporcional a la superficie del diafragma sensor, este: factor juega un papel muy importante en la elección de uno u otro tipo para cada aplicación específica.

Respuesta en Frecuencia. La curva de respuesta del elemento nos muestra el comportamiento del

transductor para las diferentes fiecuencias de utilización.

Cuando la respuesta del elemento transductor se mide mediante un campo de presión uniforme, por ejemplo actuando sobre la membrana en una pequeña cavidad cerrada, se denomina ai aquella respuesta en presión del micrófono.

Si se realiza la medición de la respuesta en fiecuencia de un micrófono en campo libre, cuando las longitudes de onda de las señales incidentes sobre el diafiagma del micrófono sean del mismo orden que las dimensiones fisicas del transductor, aparecen 1.0s fenómenos de formación de ondas estacionarias, con lo que el nivel sonoro en el diafiagma aumenta ostensiblemente, dando lugar a incrementos del orden 1 O a 15 dl3.

En un micrófono cilíndrico con su membrama en una de las bases, estos fenómenos tienen 1uga.r para longitudes de onda algo menores que el diámetro.

Directividad. La representación del nivel de percepción de un transductor en función del

ángulo de incidencia de la señal sonora para cada frecuencia proporciona las características de directividad del elemento.

En general, los fenómenos de difiacción dependen del ángulo de incidencia de la onda sonora, por lo que normalmente no cabe esperar buena respuesta de dnectividad (ornnidireccionalidad) a las frecuencias para los que se producen estos fenómenos. En baja frecuencia los micrófonos tienen tendencia a ser omnidireccionales.

Lógicamente 10s captores acústicos de menor tamaño tienen un comportamiento mas puntual y, por ccmiguiente menos direccional. En aquellos casos en que interesan respuestas direccionales (caso poco fiecuerite en instrumentación de medida acústica), pueden obtenerse estos resultados mediante desfasadores acústicos colocados converjentemente.

Otros factores tisicos. La baja distorsibn en el captador de la señal ai que se puede considerar incluido

en el preamplificador, así como la elevada relación send ruido, la inmunidad del transductor a vibraciories exteriores y la estabilidad de la sensibilidad del transductor a largo del tiempo pese a cambios térmicos y de humedad, son datos muy importantes y determinantes.

Cali braciones. Con objeto de garantizar la eficiencia de un micrófono es muy conveniente

drsponer de los datos de calibración pertinentes. Existen dos formas generales de llevar a cabo esta operación: a) métodos de campo y b) métodos de laboratorio.

Los métodos dí: campo son: 1) Utilización de fuentes sonoras precalibradas. El micrófono se coloca en una

cavidad reducida donde se genera la señal de presión conocida. A estos útiles de calibración se les suele denominar Pistófonos ó Calibradores.

2) Uso de tensiones eléctricas de referencia. Un oscilador local, generalmente ubicado en el equipo de medida o registro, genera un nivel de tensión preestablecido; esta señal aplicada a ‘la entrada del equipo representa un nivel equivalente sonoro, que también es conocido a priori.

Los métodos de laboratorio son:

3) Calibración por reciprocidad. Este método, tal como su nombre indica, está basado en el principio de reciprocidad. Para llevar a cabo el procedimiento deben disponerse dos micrófonos. Un micrófono se utiliza tanto como emisor como receptor. De los valores de tensiones e intensidades puestos en juego se obtienen las sensibilidades de los dos elementos. Este procedimiento se suele llevar a cabo en una cavidad cerrada y de volumen reducido, si bien es

factible su uso en un campo libre. Los úansductores de condensador y piezoelécticos son muy lineales; además son reversibles y admiten la utilización del principio de reciprocidad. Este método de calibración es absoluto no comparativo.

Tipos de Micrófonos.

Micrófonos de Condensador. El micrófono de condensador está formado por una placa delgada o una

membrana llamada diafagma, tal que es susceptible a moverse por acción de las vibraciones de presión sonora; y por otra placa posterior fija y paralela al didagma. Los movimientos de dste respecto de la placa posterior determinan variaciones de la capacidad eléctrica del condensador así formado. El aire confinado en la parte posterior del diafragm% formando el dieléctrico, está a nivel de presión atmosférica por medio de un tubo capilar ecualizador de presiones.

Con objeto de disponer de una carga eléctrica en el condensador, se realiza la polarización del mismo a un nivel fijo de corriente continua y a través de un circuito con alta constante de tiempo. Al producirse variaciones de presión se provocan variaciones de capacidad eléctrica y éstas últimas se traducen en variaciones de tensión.

El ruido electrhico que se produzca en el preamplificador va a condicionar el nivel umbral a medir (relación señal-ruido). La baja impedancia de salida de los preamplificadores permitirá cables largos entre el micrófono y el equipo de medida.

.

Micrófono Electret. El micrófono Electret pertenece a la familia de los micrófonos de condensador.

Ciertos compuestos dieléctricos

de gran permitividad si se les somete a la acción de un campo eléctrico tienen la propiedad de generar en su proximidad un campo eléctrico después de la supresión del campo exterior; se dice entonces que estos cuerpos se han convertido en electrets.

El proceso de formación de películas de electret es aproximadamente el siguiente: Una hoja de 4 a 12 micrones de espesor y de material apropiado se coloca entre dos electrodos planos y paralelos separados unos dos milímetros y en el interior de un horno a la vez que se aplica entre los electrodos una tensión del orden de los 4 KV. Manteniendo el campo eléctrico se baja lentamente la temperatura del horno; de este modo la hoja se clonvierte en electret.

Una cara de la hoja electret se metaliza (membrana del micrófono) y el dieléctrico se apoya por su lado no metalizado sobre una placa perforada. La perforación en la placia posterior permite el movimiento del diafiagma. Esta perforación es la clave en cuanto a la respuesta en fiecuencia del micrófono.

El sonido incidente en el micrófono pone al clíakagma en movimiento, la variación de la posición de éste respecto de la armadura posterior dá lugar a modificaciones de la distribución de cargas en el electret, y de este modo se obtiene una tensión de salida.

El micrófono electret debe estar provisto de un preamplificador que análogamente al tipo de condensador presente una elevada impedancia de entrada. De este mods el comportamiento del micrófono queda condicionado al preamplificador utilizado.

Micrófonos Piezoeléctricos. Este tipo de micrófonos utiliza la fuerza producida por la presión de aire para

deformar un material piezoelécüico, que a su vez genera carga eléctrica. Los materiales utilizados pueden ser tanto cristales naturales (cuarzo, turmalina, etc) como los creados aiiadaendo impurezas a una estructura cristalina natural (titanatos de bario y titano-

zirconatos de plomo).

La utilización de cristales trabajando en modo de flexión da origen a dos tipos normales de montaje, cristal simplemente apoyado y cristal en voladizo. En general el sistema apoyado presenta mejores características, menor flexibiliad, menor desplazamiento angular y por consiguiente menor riesgo de transmitir estas deformaciones al diaf;igma.

No obstante, la sensibilidad de las dos confíguraciones sena equivalente. Como ventajas de utilización de este tipo de micrófonos se puede citar su elevada capacidad, robustez mecánica y ausencia de fbentes de polarización. Como inconvenientes principales: su baja sensibilidad acústica y su alta sensibilidad a las vibraciones.

Micrófonos Dinámicos. A esta clase de micrófonos se les denomina también de bobina móvil. Utiliza la

velocidad comunicada al diaíi-agma por la presión sonora para inducir una fberza elecúomotriz en la bobina móvil que se halla en el interior de un campo magnético.

La baja impedancia de estos micrófonos permite la utilización de cables largos y su ruido interno es muy bajo. Por otra parte adolece de los siguientes inconvenientes: es sensible a los campos magnéticos exteriores, es asímismo sensible a las vibraciones debido a la masa de la membrana y bobina nióvil y su respuesta en frecuencia no es tan plana como la de otros transductores.

DISEÑO

Amplificador Diferencial.

El amplificador diferencial puede medir y también amplificar pequeñas señales que quedan enterradas en señales mucho más intensas. Este amplificador está formado por cuatro resistencias R3, R4, R5 y R6, y urt amplificador operacional, U1, cuya salida es directamente proporcional a la diferencia en voltaje aplicado a las entradas (+) y (-); la ganancia diferencial queda establecida por las razones de las resistencias.

La característica de un amplificador diferencial es la ganancia de voltaje en modo común, lo que permite que una señal débil se capte sacándola de una señal más intensa. Puede ser posible arreglar el circuito de modo que la señal más intensa no deseada sea el voltaje de entrada en modo común y que la pequeña señal sea el voltaje diferencial de entrada.

A la entrada del amplificador tenemos las resistencias Rl y R2 junto con el capacitor C1 para hacer un acoplamiento de impedancias entre el úansductor y el amplificador.

(Figura C.)

I er. Amplificador (l3uger).

U2 forma un amplificador buffer con una impedancia de entrada de IOOK. C2 es usado para evitar oscilaciones; la frecuencia de corte está dada por:

fc=l/[2(3.3K)(O.lu)]= 964 Hz

(Figura D.)

AmplrJicador Sumador,

Durante el diseAo se emplean 2 amplificadores sumadores con ganancia unitaria; el empleo de estos es para la eliminación del offset, evitar saturación y en consecuencia evitar que se distorsionie el sonido.

(Fijpra E.)

Amplificador In versor

El amplificador inversor es un circuito básico que es ampliamente usado en instrumentación. Note que una porción del voltaje de salida es regresada vía R14 hacia la entrada negativa del amplificador. Esto proporciona al amplificador inversor una gran ventaja, asociado con ello uso de la retroalimentación negativa incrementando ancho de banda, baja impedancia de salida, etc.

(Figura F.)

Filtro Pasabajas.

Un filtro es un circuito que se ha diseñado para dejar pasar una banda de frecuencias especificada, mientras atenúa todas las señales fiiera de esta banda. Los circuitos de filtrado pueden ser activos o bién pasivos. Los circuitos de filtrado pasivos contienen sólo resistores, inductores y capacitores. Los filtros activos, emplean amplificadores operacionales mas resistencias, inductores y capacitores. Los inductores a menudo no se utilizan en los filtros activos, debido a que son voluminosos y costosos y pueden tener grandes componentes resistivos internos. La ventaja de los filtros activos es que son capaces de dar ganancia y tener ima impedancia de salida muy baja.

Un filtro pasabajas es un circuito que tiene un voltaje de salida constante desde cc hasta una frecuencia de corte fc. Conforme la frecuencia aumenta arriba de fc, el voltaje de salida se ateinha.

El diseño usado para este proyecto es un filtro con las siguientes características: -Ganancia unitaria -Frecuencia de Corte en 150 Hz -Tipo Buttherworth -Orden 2

(Figura G.)

AmplrJicador de Potencia.

Una vez que se han detectado los ruidos cardiacos por medio del micrófono y amplificado esta señal en voltaje, es necesario amplificar en corriente para poder escuchar los ruidos en una bocina de 8 ohms de impedancia.

La finalidad de la mayor parte de aplicaciones es suministrar la potencia necesaria tan económicamente como sea posible cumpliendo a la vez con otras condiciones, que pueden incluir limitaciones de tamaño, peso, tensión de alimentación de comente continua, distorsión, etc. El proyectista muchas veces tiene que considerar varias condiciones para conseguir un proyecto óptimo. A menudo los transistores trabajan en los limites de su gama de funcionamiento útil, y es necesario un proyecto bien estudiado para asegurar su integridad ante un exceso de temperatura.

Las ideas de refuerzo de corriente, un regulador básico amp. op., y un amplificador inversor puede unirse para formar un amplificador de potencia de bajo costo pero excelente, como se muestra en la figura H. R25 y R26 establecen la ganancia de voltaje del amplificador. Cuando el voltaje de entrada es negativo, Qi conduce para suministrar un voltaje positivo de salida. Si la ganancia de corriente de Qi es alta, entonces Ql refuerza la capacidad máxima de comente de salida del amp op. Cuando el voltaje de entrada es positivo, Q2 conduce para proporcionar voltaje de salida a la carga.

La respuesta en fiecuencia del amplificador es en escencia plana, de cc hasta más de 20 KHz. La salida de potencia es a un máximo de 5 W a una bocina de 8 ohms.

(Figura H.)

Comen t arbs y Conclusiones:

Desafortunadamente existen muchos problemas en el mercado en cuanto a la adquisición de diversos transductores, debido al poco consumo de ellos gracias a la falta personal que se dedique al disefio, por lo que tenemos que adaptarnos a lo diseñado en otros lados; concretamente los problemas encontrados fueron los siguientes:

-Existen diferentes tipos de micrófonos con diferentes características, pero no tienen una respuesta en frecuencia plana en el rango de interés.

-Los pocos micrófonos existentes con una respuesta en frecuencia plana en el rango de los ruidos cardiacos suelen ser muy caros, son micrófonos que se cotizan hasta los N$1900.00 porque utilizan una tecnología avanzada en su construcción, algo que aún no se tiene aquí.

Sabemos que los sistemas de audio tienen pequeños ruidos inherentes a los amplificadores, debido a que usamos un micrófono piezoeléctrico y éste tiene una alta sensibilidad a las vibraciones, tenemos que estos ruidos son mayores en nuestro sistema, pero cabe mencionar que comparados con los ruidos cardiacos son mínimos.

En cuanto ail termómetro se refiere, el primer problema que se presentó fué la elección del transductor, ya que se buscaba un transductor que fuera lo más lineal posible y que además permitiera una fácil interfase con nuestra etapa de conversión AD, sin olvidar el costo del transductor. Tomando en cuenta esto, se sometieron a prueba un termistor y un transistor como sensor. El transistor tuvo sus problemas; su salida con

I W j ~ ~ ayuda de un circuito extra, tenía lOmV/"C de sensibilidad pero el ajuste para ésta salida era sumamente dificil, por lo que ésta dificultad se acarreaba hasta el momento del despliegue. Además de que presentaba una inestabilidad muy grande y falta de repetibilidad con el tiempo.

El termistor en cambio, con ayuda del circuito apropiado, fué lineal en el rango de interés además de mostrar una gran estabilidad y repetibilidad.

El segundo problema vino en el momento de calibrar el sistema en conjunto, ya que esto implicó variar offset's en las señales en distintos puntos del sistema además de encontrar el factor de escala multiplicativo que nos diera una salida coherente. La calibración es tediosa y ocupa mucho tiempo porque la temperatura en el agua debe ser hornogenea lo cual implica un calentamiento muy lento y por lo tanto se pueden hacer muy pocas modificaciones al sistema a la vez.

Sin embargo, creemos que el objetivo se cumplió y estamos muy de acuerdo en que el proceso de diseño, pruebas y finalización de un prototipo requiere de un Arduo proceso.

Díaz González Alejandro Suárez Cruz J. Martin

JUSTIF1 CACION:

Durante las Últimas pruebas, el estetoscopio funcionó satisfactoriamente colocando el micrófono en la zona yugular, los ruidos detectables correspondían a los ruidos valvulares y entre estos se escuchaba ruido producido por el flujo de la sangre. AI intentar detectar los ruidos cardíacos en el pecho, se obtuvo una respuesta insatisfactoria.

En la fecha de entrega establecida, el estetoscopio presentó mucho ruido, gracias al ajuste hecho por medio de los potenciómetros potl y pot2 se pudo reducir muchisimo éste obteniéndose de esta forma ante el asesor una detección satisfactoria nuevamente en la zona yugular. Después de casi una hora de funcionamiento continuo, el estetoscopio sufrió un sobrecalentamiento, ocasionando que la bocina se quemara.

El circuito se probó nuevamente con otra bocina en buenas condiciones, descubriendo que el sobrecalentamiento ocasionó un desperfecto en el estetoscopio. El desperfecta) consistía en que ya no detectaba ni siquiera en la zona yugular, al tratar de hablar directamente sobre el micrófono, el sonido salíaa muy distorsionado al grado que no se entendía lo que se hablaba. Con la ayuda de un osciloscopio, se fué rastreando la señal y se encontró un voltaje de offset que no se eliminaba por medio de potl, al amplificar este voltaje producía una saturación de todo el sistema, ya con el tiempo encima se intentó disminuir la ganancia en voltaje, eliminando los potenciómetros, etc., sin obtener resultados satisfactorios.

Como se puede ver el estetoscopio funciona y se podrá hacer funcionar de nuevo razonando detenidamente como resolver este problema, que desde nuestro punto de vista se puede resolver, y tratando de disminuir un poco la ganancia en corriente en el amplificador de poteiicia para no sobrecalentar la bocina.

- WEBSTER, Editor second edition; "Medical Instrumentation aplication and design". Editorial Houghton Mifflin.

-GUYTON, 7a. edición; "Tratado de Fisiología Médica". Editorial Interamericana McGraw-Hill.

-Manual I' INTERSIL "

-JACOB MILLMAN, second edition; "Microelectronics" McGr aw -Hi 11 International Editions.

-KENT M. V,AN DE GRAFF; "hatomía y Fisiología Humanas" Editorial Interamer i cana.

-ENRIQUE I-1. MATQS; "Apuntes de Instrumentación Médica 3"

-FREDERICK F. DRISCOLL & ROBERT F. COUGHLIN; "Circuitos Integrados Lineales y Amplificadores Operacionales" . Editorial Prentice-Hall, segunda edición.

-ERNEST O. DOEBELIN ; "Measurements Systems, application & design". Editorial International Student E3dition.

-"The Linear Control Circuits Data Book for Design Engineers" Editorial Texas Instruments.

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