T E S I S - DSpace Hometesis.ipn.mx/jspui/bitstream/123456789/10505/1/40.pdf · añadidas a las...

INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL

ESCUELA SUPERIOR DE INGENIERÍA

MECÁNICA Y ELÉCTRICA

UNIDAD PROFESIONAL “ADOLFO LÓPEZ MATEOS”

“DISEÑO DE UN ELECTROCARDIÓGRAFO PARA EL

LABORATORIO DE BIOACÚSTICA DE LA ESIME

ZACATENCO”

T E S I S

QUE PARA OBTENER EL TÍTULO DE:

INGENIERO EN COMUNICACIONES Y ELECTRÓNICA

P R E S E N T A N

FRANCISCO JAVIER BARRERA HERNÁNDEZ

JAVIER CASTAÑÓN GARCÍA

ASESORES: M en C. FRANCISCO SÁNCHEZ JIMÉNEZ

Ing. ILHUICAMINA TRINIDAD SERVÍN RIVAS

MÉXICO, D.F. ABRIL, 2012

A Dios:

Por prestarme la vida para llegar a este punto

tan importante de mi vida y por darme la

familia que tengo, con los cuales pude contar

durante este duro camino.

Gracias.

A mis Padres:

José Donato y María Caritina, que con su

ejemplo incomparable de amor y sabiduría,

hicieron posible la realización de una gran

ilusión, por enseñarme que todo lo que

comienzo lo debo de culminar por muy difícil

que sea. A ellos con respeto, orgullo y cariño.

Mi amor y mi perdurable agradecimiento.

A Claudia, Paco y Santi:

Mi motivo para seguir dando lo mejor de mí,

son ustedes. Claudia mi esposa, por su gran

amor y paciencia, por sus desvelos y esmero en

hacerme el camino más fácil; Paco y Santi mis

hijos, algún día entenderán mi lucha por

ustedes.

Los amo mucho.

A mis Hermanos:

Sus ánimos y su aliento, siempre me

mantuvieron motivado a concluir mi carrera.

Gracias José Roberto y José Guadalupe.

Los quiero mucho.

A mis Suegros y mi Cuñada:

Que con su compañía he disfrutado una parte

de mi vida, les agradezco su apoyo y su amor

brindado durante todos estos años.

Gracias por estar conmigo.

A E.S.I.M.E. Unidad Profesional ZACATENCO

y al INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL:

Por ser parte esencial en mi formación

profesional y ser casa abierta a la

investigación.

A mis Asesores:

M. En c. Francisco Sánchez Jiménez

Ing. Ilhuicamina Trinidad Servín Rivas

Por su valiosa cooperación, ya que sin ellos esto

no hubiera sido posible.

Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012

5

Índice

Objetivo……………………………………………………………………...………………….….6

Justificación…………………………………………………………………………….…………7

Introducción…………………………………………………………………………………….….8

Capítulo 1.- Antecedentes del electrocardiógrafo………………………………………...10 1.1 Definición del electrocardiógrafo…………………………………………………..11 1.2 Historia del electrocardiógrafo……………………………………………………...12 1.3 Usos del electrocardiógrafo…………………………………………………………14 1.4 Partes y funcionamiento del electrocardiógrafo…………………………………..15 1.5 Ondas e intervalos del electrocardiógrafo………………………………………...16

Capítulo 2.- Anatomía y fisiología del corazón…………………………………………….20

2.1 Anatomía del corazón……………………………………………………………….21 2.2 Fisiología del corazón…………………………………………………………….…23 2.3 Potencial de acción del corazón…………………………………………………...25 2.4 Derivaciones unipolares…………………………………………………………….30 2.5 Derivaciones bipolares……………………………………………………………...32 2.6 Triángulo de Einthoven……………………………………………………………...33

Capítulo 3.- Diseño del electrocardiógrafo………………..………………………………..35

3.1 Diagrama a bloques del sistema propuesto..……………………………………..36 3.2 Elección del tipo de electrodo………………………………………………………36 3.3 Amplificador de instrumentación…………………………………………………...38 3.4 Diseño del circuito manejador de pierna derecha o tórax……………………….40 3.5 Diseño del filtro pasa banda…..……………………………………………………43 3.6 Diseño del filtro rechaza banda…..………………………………………………..47 3.7 Diseño de la etapa de amplificación……………………………………………….48 3.8 Circuito completo…………………………………………………………………….49 3.9 Simulación de los filtros por PC……………………………………………………51 3.10 Costos del diseño del electrocardiógrafo…………………...…………………...54

Conclusiones…………………………………………………………………………………….56

Glosario…………………………………………………………………………………………...58

Índice de figuras…………………………………………………………………………………60

Índice de tablas…………………………………………………………………………………..63

Bibliografía………………………………………………………………………………………..64

Hojas de especificaciones……………………………………………………………………..65


6

Diseñar un electrocardiógrafo que cumpla con las normas de

seguridad existentes para el diseño de aparatos de instrumentación

médica, que sea de tamaño reducido y funcional para la obtención y

visualización de señales cardiacas, utilizando elementos de bajo costo

existentes en el mercado nacional.


7

El diseño de este instrumento será donado al Laboratorio de

Bioacústica, con la finalidad de que el personal docente o el alumnado

de la especialidad puedan construirlo y que sea utilizado como apoyo

en las prácticas de dicha materia.


8

Introducción

La gran incidencia de enfermedades cardiovasculares en el hombre es, tal

vez, uno de los mayores incentivos para el estudio de este sistema. Este sistema

es, probablemente, el más avanzado de todos los sistemas fisiológicos en lo que

respecta al proceso de cuantificación. Sus variables están claras y precisamente

definidas. Se dispone de transductores adecuados para detectar y medir esas

variables.

La rama de la medicina que se encarga del estudio de las enfermedades

cardiovasculares, es la Cardiología. Esta especialidad basa sus estudios en la

lectura de electrocardiogramas, que son la gráfica de potenciales eléctricos

generados por el corazón, y encargados de coordinar el funcionamiento de éste,

estableciendo si existe alguna anormalidad que origine alguna enfermedad,

pudiendo nombrar algunas de estas, como un ventrículo o una aurícula dañada,

un corazón más grande o más pequeño de lo normal.

En el mercado actual, existen electrocardiógrafos muy potentes y versátiles

los cuales además de realizar el monitoreo de la señal electrocardiográfica, son

capaces de realizar un diagnóstico pudiendo detectar los problemas más comunes

encontrados en pacientes con enfermedades cardiacas. Él único problema como

se puede adivinar es su alto costo.

Considerando lo anterior y como ayuda a futuras generaciones dentro de la

Escuela Superior de Ingeniería Mecánica y Eléctrica específicamente para el

Laboratorio de Bioacústica se pensó en crear una solución a esta situación,

elaborando el diseño de electrocardiógrafo de bajo costo que pudiera ser

construido en un futuro por el personal docente y/o el alumnado de esta

especialidad.


9

A continuación se muestra un pequeño resumen del contenido de los

capítulos que se verán en este trabajo.

CAPÍTULO 1

En este capítulo se abordará al electrocardiógrafo desde su definición,

historia y las partes de las cuáles consta este instrumento de medición.

CAPÍTULO 2

En este capítulo se abordarán todas las bases físicas y químicas con las cuáles

funciona el corazón.

CAPÍTLUO 3

En este capítulo se mostrará el diseño y diagrama eléctrico de cada una de

las etapas necesarias para el diseño del electrocardiógrafo, así como sus

simulaciones y las consideraciones tomadas durante el proceso de diseño.


10


11

1.1 Definición del electrocardiógrafo

El electrocardiógrafo es un instrumento que capta y registra el espectro eléctrico

que emite el corazón, para captar dicho espectro se deben colocar electrodos en

diferentes partes de la superficie del cuerpo, ya sea en las extremidades del

paciente (electrodos de miembros) o en el Precordio (electrodos precordiales). El

modo en que se disponen estos electrodos en la superficie corporal determina

diferentes configuraciones eléctricas que se han dado en nombrar derivaciones

electrocardiográficas (ver fig.1).

fig. 1 Derivaciones electrocardiográficas


12

Una vez que el electrocardiógrafo capta el espectro eléctrico del corazón, inscribe

o registra en un papel cuadriculado (milimetrado) dicho espectro, registro o

inscripción es lo que recibe propiamente el nombre de electrocardiograma.

El electrocardiógrafo de superficie o convencional capta el espectro eléctrico del

corazón en dos planos: frontal y horizontal.

El plano frontal es aquel que corta al corazón en sentido longitudinal logrando

dividir el órgano en una parte anterior y otra posterior; el plano horizontal es aquel

que corta al corazón en sentido anteroposterior de tal forma que logra dividir el

órgano en una parte superior y otra inferior.

1.2 Historia del electrocardiógrafo

Las corrientes eléctricas del corazón habían sido medidas por más de cien años,

pero la función fundamental del electrocardiógrafo, tal y como lo conocemos hoy,

(ver fig.2) fue desarrollado por el científico holandés Willem Einthoven (1860-1927)

quien fue el creador a principios del siglo XX.

fig. 2 Electrocardiógrafo de Einthoven.


13

El electrocardiógrafo nació con la necesidad de conocer de forma más detallada el

comportamiento del corazón y sus señales. A su vez se hizo necesario observar

los resultados que se obtenían, con lo cual surgió el electrocardiograma.

A continuación en la tabla 1 se hace una reseña histórica de los acontecimientos

que dieron origen al electrocardiógrafo.

Año Evento

1842 Carlo Matteucci demuestra que una corriente eléctrica acompaña cada latido del corazón

(el anca de rana se utilizaba como sensor eléctrico y la contracción del musculo del anca

era utilizada como signo visual de la actividad eléctrica).

1843 El fisiólogo alemán Emil Dubois Raymond describe un potencial de acción que acompaña

cada contracción muscular. Detecto la presencia de un pequeño voltaje en el musculo

relajado y noto que este disminuía con la contracción del musculo.

1850 La actividad irregular y forzada de los ventrículos (llamada luego fibrilación ventricular) es

descrita por Hoffa. El demostró que un solo pulso eléctrico puede inducir la fibrilación.

1856 Rudolph Von Koelliker y Heinrich Muller confirman que una corriente eléctrica acompaña

cada latido cardiaco, aplicando un galvanómetro a la base y el ápex (vértice) de un

ventrículo expuesto. Ellos aplicaron también una preparación de musculo y nervio al

ventrículo y observaron que aparecía una sacudida del musculo, justo antes de la

contracción ventricular y también una sacudida mucho más pequeña, después de la sístole.

1876 Marey usa el voltímetro para registrar la actividad eléctrica del corazón expuesto de una

rana.

1878 Los fisiólogos británicos John Burden Sanderson y Frederick Page registran la corriente

eléctrica cardiaca con un voltímetro capilar y muestran que se componen de dos fases

(llamadas más adelante como QRS y T).

1887 El fisiólogo británico Augustus D. Waller publica el primer electrocardiograma humano. Esta

registrado con un voltímetro de capilaridad de Thomas Goswell, un técnico de laboratorio

1891 Los fisiólogos británicos William Bayliss y Edward mejoran el voltímetro capilar. Conectan

las terminales ala mano derecha y a la piel sobre el latido de la punta y muestran “una

variación trifásica acompañando cada latido cardiaco”. También demostraron un retraso de

0.13 segundos entre la estimulación atrial y la despolarización de los ventrículos.

1895 Einthoven, utilizando un voltímetro mejorado y una fórmula de corrección desarrollada

independiente de Burch, distingue cinco ondas que él denomina: P,Q,R,S y T.

1901 Einthoven inventa un galvanómetro nuevo para producir electrocardiogramas que utilizan

un filamento fino de cuarzo revestido en la plata, basado en ideas de Deprez y D´Arsonval

quien utilizo un rollo de alambre.

1902 Einthoven publica el primer electrocardiograma registrado con un galvanómetro de

filamento.

1905 Einthoven comienza a transmitir electrocardiogramas desde el hospital, a su laboratorio a

1.5 km, vía cable de teléfono. El 22 de marzo se obtiene el primer telecardiograma.


14

1912 Einthoven describe un triángulo equilátero formado por sus derivaciones estándar: l, ll, lll

que más adelante seria llamado el “Triángulo de Einthoven”.

1928 Ernstine y Levine anunciaron el uso de tubos de vacío que amplificaran el

electrocardiograma, en lugar de mecanismos de índole mecánica como el galvanómetro de

filamento.

1942 Emanuel Goldberger incrementa el voltaje de las derivaciones unipolares de Wilson en un

50% y crea las derivaciones de los miembros amplificadas: aVR, aVL, aVF. Cuando son

añadidas a las derivaciones de Einthoven y las seis precordiales, se llega al ECG de 12

derivaciones.

1949 El médico de Montana, Norman Jeff Holter, desarrolla un equipo de 37 kg. que podía

registrar el electrocardiograma de quien lo portaba y transmitía la señal. Su sistema, el

monitor Holter, fue posteriormente muy reducido en tamaño combinándose con la grabación

digital en cinta y utilizado para el registro ambulatorio de electrocardiogramas.

1993 Robert Zalenski y sus colaboradores publican un artículo sobre el uso clínico del

electrocardiograma de 15 derivaciones, que utilizan rutinariamente las derivaciones V4R,

V8 y V9 en el diagnóstico del síndrome coronario agudo. Así como hizo la adición de las 6

derivaciones precordiales en 1938, estas derivaciones adicionales incrementan la

sensibilidad del electrocardiograma en la detección del infarto de miocardio.

Tabla 1 Historia del electrocardiograma y electrocardiógrafo.

1.3 Usos del electrocardiógrafo

El electrocardiógrafo tiene una amplia gama de usos, la primordial es saber si el

corazón funciona normalmente o tiene alguna anomalía, como latidos irregulares o

arritmias (ritmos anormales), existen otras tantas que a continuación se

mencionan:

Indicar bloqueos coronarios arteriales (durante o después de un ataque

cardiaco).

Se puede utilizar para detectar alteraciones electrolíticas de potasio, sodio,

calcio, magnesio u otros.

Para permitir la detección de anormalidades conductivas (bloqueo auriculo-

ventricular, bloqueo de rama).

Mostrar la condición física de un paciente durante un test de esfuerzo.

Suministrar información sobre las condiciones físicas del corazón, como

una hipertrofia ventricular izquierda.


15

1.4 Partes y funcionamiento del electrocardiógrafo

Las partes que consta un electrocardiógrafo se enlistan a continuación:

Circuito de protección: este circuito incluye dispositivos de protección a fin

de que altos voltajes puedan aparecer a través de la entrada del

electrocardiógrafo sin que lo dañen.

Señal de calibración: Una señal de calibración de un 1mV. es introducida

momentáneamente a cada canal para almacenarla y revisar la correcta

calibración del equipo.

Preamplificador: La etapa de preamplificación lleva a cabo la primer etapa

de amplificación del electrocardiógrafo. Debe tener una alta impedancia de

entrada y una razón de rechazo común alta. Una etapa típica de este tipo

es el amplificador de instrumentación que consiste en tres amplificadores

operacionales. También en esta etapa es incluida usualmente una etapa de

control de ganancia.

Circuito de aislamiento: Contiene una barrera para el paso de corriente de

la línea de alimentación de 50 ó 60 Hz. hacia el cuerpo humano.

Circuito de manejo de pierna derecha o tórax: Provee de un punto de

referencia en el paciente que normalmente es un potencial a tierra.

Amplificador manejador: Amplifica la señal electrocardiográfica a un nivel

con el cual pueda ser almacenada o tratada. Su entrada debe ser acoplada

a C.A. de tal forma que los voltajes de offset amplificados por el

preamplificador no sean vistos en sus entradas.


16

Selector de derivaciones: El selector de derivaciones es un módulo que

puede acoplarse fácilmente a un sistema de amplificación de

biopotenciales, consiste en un arreglo de resistencias que obtiene el

contenido de las señales de cada electrodo, ponderando la contribución de

cada uno por medio de resistencias y obteniendo de esta manera la

derivación de interés.

Sistema de memoria: Los sistemas modernos de electrocardiografía

guardan la señal en una memoria para después imprimirse junto con la

información introducida vía un teclado digital, es necesario un convertidor

analógico digital que convierta la señal del dominio analógico al dominio

discreto.

Microcontrolador: Este maneja todos los procedimientos llevados a cabo

por el electrocardiógrafo. El operador puede seleccionar diversos modos de

operación con procedimientos previamente programados. El

microcontrolador puede realizar un registro de 12 derivaciones con tres

latidos en cada una o por segmentos de tiempo determinados.

Registrador: Este módulo proporciona un registro impreso de la señal

detectada, generalmente empleando plumillas y papel térmico o la

inyección de tinta.

1.5 Ondas e intervalos del electrocardiógrafo

Podemos definir la onda como cualquier deflexión positiva o negativa en el trazo

electrocardiográfico, entendiendo que es una deflexión negativa si sobrepasa

hacia abajo la línea isoeléctrica y que es una deflexión positiva si lo sobrepasa

hacia arriba.


17

Se utilizan las letras mayúsculas: Q, R, S, para las ondas relativamente grandes,

mayores de 5mm y las minúsculas; q, r, s, para las menores de 5 mm. Si una

onda, aunque de pequeño voltaje, predomina claramente sobre las demás,

también se designa con mayúsculas.

Las ondas del electrocardiograma reciben su nombre siguiendo el orden alfabético

comenzando por la onda P. El complejo QRS se subdivide en diferentes ondas

(ver fig.3). Si la onda inicial de este complejo es negativa en una derivación

determinada, se denomina onda Q; la primera deflexión positiva del complejo se

denomina onda R y una segunda deflexión negativa después de una onda R se

denomina onda S. De existir más ondas positivas o negativas estas reciben el

nombre de ondas R' y S', respectivamente. Las letras minúsculas "qrs" se emplean

para ondas de pequeña amplitud.

Onda P

Representa la despolarización del nódulo sinusal y, por tanto, la contracción de las

aurículas, que son las que más potentemente reciben el estímulo. En condiciones

normales tiene un vértice redondeado, dura de 0.9 a 0.11 s. y tiene un voltaje igual

o menor a 0.25 mV. Si por alguna razón el nodo sinusal deja de actuar como

marcapasos cardiaco normal, otros focos auriculares pueden asumir su función

por lo que la onda P tendrá una configuración diferente.

Intervalo P-R

Podemos definir un intervalo como el espacio del trazo que comprende entre una

onda y un segmento (entendiendo como segmento el espacio del trazo entre dos

ondas). Por tanto, el intervalo PQ es la línea isoeléctrica que indica el tiempo de

conducción del estímulo desde el nódulo sinusal hasta el nódulo atrioventricular,

dura normalmente de 0.12 a 0.2 s. Cuando en la conducción a través de las

aurículas, el nodo AV, el haz de His se enlentece el intervalo PR se alarga.


18

Complejo QRS

Es el principal indicador de la actividad ventricular. Representa la despolarización

de los ventrículos que empieza por el septum interventricular, sigue al ventrículo

izquierdo (donde es mayor porque la pared del ventrículo izquierdo es más

gruesa) y acaba por el ventrículo derecho.

Dentro del complejo hay:

Onda Q: primera onda negativa (por debajo de la línea isoeléctrica).

Onda R: Primera onda positiva (si hubiera más de una se nombrarían R', R'').

Onda S: Primera onda negativa precedida de una positiva.

En el complejo QRS está comprendida la repolarización auricular, pero queda

eclipsada por la mayor magnitud de la despolarización ventricular. En condiciones

normales, es un complejo muy picudo debido a su gran rapidez de ejecución y a

su mayor voltaje. Dura de 0.06 a 0.1 s. (duración normal: 0.08 s.).

Onda T

Registra el periodo de repolarización ventricular. En condiciones normales es

positiva, redondeada y dura unos 0.2 s. es positiva excepto en derivación AVR.

Onda U

Es la deflexión generalmente positiva que sigue a la onda T y precede a la P del

siguiente ciclo. Se cree que es el resultado de la despolarización lenta del sistema

de conducción intraventicular de Purkinje o a postpotenciales. Normalmente

también es positiva. El electrocardiograma debe de analizarse teniendo en cuenta:

La frecuencia (sinusal entre 60-100).

El ritmo (ondas normales, pausas, irregularidades, presencia de P antes

que QRS, anchura de QRS, presencia de QRS después de P).


19

Eje cardiaco (QRS positivo en I y AVF, vector dentro de los límites normales

[0 y 90º]; QRS negativo en I, discreta desviación del eje a la derecha; QRS

negativo en I y AVF, importante desviación derecha del eje; QRS negativo

en AVF y positivo en I desviación del eje a la izquierda).

La zona del marcapasos dominante.

Morfología de las ondas P y QRS.

fig. 3 Imagen electrocardiográfica normal


20


21

2.1 Anatomía del corazón

En anatomía, el corazón es el órgano principal del aparato circulatorio (ver fig.4), es

un músculo estriado hueco que actúa como una bomba aspirante e impelente, que

aspira hacia las aurículas y la sangre que circula por las venas, la impulsa desde

los ventrículos hacia las arterias.

El corazón está situado en el plano medio entre la 3ra. Y 5ta. costilla, su espacio

intercostal consta de un tercio cargado a la derecha y dos tercios cargado a la

izquierda, tiene forma de pirámide triangular o cono, cuyo vértice se dirige hacia

abajo, hacia la izquierda y hacia adelante, y la base se dirige hacia la derecha,

hacia arriba y un poco hacia atrás.

En cuanto a su volumen y peso varía según el sexo y la edad. Tradicionalmente se

ha comparado el volumen del corazón con el de un puño, pero cambia

considerablemente dependiendo si el corazón está en sístole o en diástole. El

volúmen total varía entre 500 y 800 ml, siendo más importante el volumen de

eyección del ventrículo izquierdo. Su peso ronda los 275 gr. en el hombre y 250 gr.

en la mujer.

fig. 4 Anatomía del corazón


22

El corazón se divide en dos mitades laterales que son el corazón derecho, en la

que circula la sangre venosa y el corazón izquierdo en donde circula la sangre

arterial. Cada una de estas dos mitades se subdivide en otras dos, situadas una

encima de la otra que son: la cavidad superior llamada aurícula o atrio, y la

cavidad inferior llamada ventrículo; los dos corazones están separados en toda su

altura, por medio de un tabique vertical que se llama tabique interauricular entre

las dos aurículas y tabique interventricular entre los dos ventrículos. Por lo tanto:

1. Corazón derecho: Está formado por la aurícula derecha y el ventrículo

derecho, separados por la válvula tricúspide.

2. Corazón izquierdo: Está formado por la aurícula izquierda y el ventrículo

izquierdo separados por la válvula mitral.

Con respecto a su estructura, el corazón tiene capas y estas capas van de dentro

hacia afuera; el endocardio, el miocardio y el epicardio (ver fig.5); entre las capas

del corazón se encuentran fibras nerviosas constituyendo el plexo cardiaco.

fig. 5 Estructura del corazón


23

2.2 Fisiología del corazón

Cada latido del corazón desencadena una secuencia de eventos llamados ciclo cardiaco, que

consiste principalmente en tres etapas: sístole auricular, sístole ventricular y diástole.

Durante la sístole auricular, las aurículas se contraen y proyectan la sangre hacia los ventrículos.

Una vez que la sangre ha sido expulsada de las aurículas, las válvulas auriculo ventriculares entre

las aurículas y los ventrículos se cierran, esto evita el reflujo de sangre hacia las aurículas, el cierre

de estas válvulas produce el sonido familiar del latido del corazón.

La sístole ventricular (ver fig.6) implica la contracción de los ventrículos expulsando la sangre hacia

el sistema circulatorio. Una vez que la sangre es expulsada, las dos válvulas sigmoideas, la válvula

pulmonar en la derecha y la válvula aortica en la izquierda, se cierran.

Por último la diástole (ver fig.7) es la relajación de todas las partes del corazón para permitir la

llegada de sangre.

fig. 6 Sístole fig. 7 Diástole


24

La expulsión rítmica de la sangre provoca el pulso que se puede palpar en las

arterias radiales, carótidas, femorales. El músculo cardiaco es miogenico; esto

quiere decir que a diferencia del musculo esquelético, que necesita de un estímulo

consciente o reflejo, el musculo cardiaco se excita a sí mismo de forma autónoma.

Las contracciones rítmicas se producen espontáneamente por el marcapasos

natural del corazón, así como su frecuencia puede ser afectada por las influencias

nerviosas u hormonales como el ejercicio físico o la percepción de un peligro.

La secuencia de las contracciones está coordinada por la despolarización

(inversión de la polaridad eléctrica de la membrana debido al paso de iones

activos a través de ella), del nodo sinusal o nodo de Keith-Flack (nodos

sinuatrialis), situado en la pared superior de la aurícula derecha.

La corriente eléctrica producida, del orden de un microvolt, se transmite a lo largo

de las aurículas y pasa a los ventrículos por el nodo auriculoventricular (nodo AV)

situado en la unión entre los dos ventrículos, formado por fibras especializadas.

El nodo AV sirve para filtrar la actividad demasiado rápida de las aurículas. Del

nodo AV se transmite la corriente al fascículo de His, que se distribuye a los dos

ventrículos.

Este sistema eléctrico explica la regularidad del ritmo cardiaco y asegura la

coordinación de las contracciones auriculoventriculares. Esta actividad eléctrica

puede ser analizada con electrodos situados en la superficie de la piel, llamándose

a esta prueba electrocardiograma o ECG.


25

2.3 Potencial de acción del corazón

Los impulsos eléctricos generados por el músculo cardíaco (el miocardio)

estimulan la contracción del corazón. Esta señal eléctrica se origina en el nódulo

sinoauricular (SA) ubicado en la parte superior de la aurícula derecha. El nódulo

SA también se denomina el «marcapasos natural» del corazón (ver fig.8). Los

impulsos eléctricos de este marcapasos natural se propagan por las fibras

musculares de las aurículas y los ventrículos estimulando su contracción. Aunque

el nódulo SA envía impulsos eléctricos a una velocidad determinada, la frecuencia

cardíaca podría variar según las demandas físicas o el nivel de estrés o debido a

factores hormonales.

fig. 8 Aurícula y ventrículo del corazón

Existe una diferencia de potencial eléctrico a ambos lados de la membrana de

todas las células cardíacas, que oscila alrededor de -80 a -90 mV. Siendo el

interior electronegativo con respecto al exterior de la célula para la mayoría de

ellas. Este potencial de transmembrana en reposo es menor (-60mV.) en las

células automáticas del nódulo sinusal y nódulo aurículoventricular.


26

Las diferentes concentraciones de Na+ y K+ a ambos lados de la membrana (ver

fig.9) generan esta diferencia de potencial eléctrico; cuando las células cardíacas

son estimuladas se produce un rápido cambio en la polaridad de la membrana que

se conoce como potencial de acción que se divide en distintas fases.

Fase 0 de despolarización o activación.

Fase 1 repolarización o recuperación rápida.

Fase 2 de meseta o plateau.

Fase 3 terminación de la repolarización.

Fase 4 diastólica.

fig. 9 Potencial de Acción de células no automáticas

El potencial de acción del nódulo sinusal y AV tiene una fase 0 de ascenso muy

lenta, y las fases 1, 2 y 3 no se diferencian claramente una de otra. La fase 4

presenta una despolarización diastólica espontánea que al alcanzar el potencial de

acción genera un nuevo potencial de acción (automatismo). Las células del

músculo auricular y ventricular, tienen una fase 4 estable (no tienen automatismo);

el potencial de acción es producido por cambios en la permeabilidad de la

membrana a los distintos iones (ver fig.10).


27

De manera simplificada los cambios más importantes son:

Fase 0:

Al inicio, la membrana celular se encuentra en estado de reposo. En el interior de

la célula predominan los iones K+ mientras que el exterior está ocupado por los

iones Na+. Esto genera una diferencia de potencial a ambos lados de la

membrana, produciéndose un predominio de cargas negativas en el interior y de

positivas en el exterior. Esta fase 0 recibe el nombre de despolarización.

El impulso de excitación generado a partir del marcapasos natural del corazón

(nódulo sinusal) se difunde rápidamente por todo el corazón, provocando cambios

súbitos en la permeabilidad iónica, de forma que el Na+, el Cl- y el Ca++ penetran

en la célula mientras que el K+ inicia su salida. El cambio de cargas generado a

uno y otro lado de la membrana celular origina un potencial positivo, cuyo valor se

sitúa en torno a +30 mV.

Estos intercambios rápidos de iones, se producen a través de unos canales

específicos para cada ión, existentes en todas las membranas celulares, y cuya

integridad es básica para la normalidad de todo el proceso electro-genético.

Durante esta fase ningún estímulo será capaz de activar un nuevo potencial de

acción (período refractario absoluto).

Fase 1:

Se caracteriza por ser la única donde ingresa a la cálula un ion negativo, el Cloro.

Su duración es breve y sólo se observa adecuadamente en los potenciales de

células que carecen de Automatismo.

Fase 2:

Es también conocida como fase de repolarización lenta. En ella todavía persiste la

entrada de iones Na+ y se pone de manifiesto la entrada de Ca++ a través de otro

tipo de canales de flujo más lento, mientras que el K+ sale del interior celular.


28

Fase 3:

Desde un punto de vista iónico se caracteriza por la salida masiva de K+ al

exterior, lo que genera un declive en el potencial de acción de forma paulatina,

aumentando progresivamente también la permeabilidad de la membrana para el

Na+.

Fase4:

En esta fase también conocida como de "potencial de reposo" o Fase diastólica

eléctrica, se produce la salida del Na+ y la penetración del K+, a través de un

mecanismo activo conocido como " bomba de Sodio-Potasio " restableciéndose el

equilibrio inicial, con lo cual el potencial de acción, alcanza su valor de reposo y se

prepara para una nueva acción.

Las células automáticas, poseen un mecanismo por el cual van haciéndose

progresivamente menos electro-negativas, hasta que si alcanzan el potencial

umbral, se dispara un nuevo potencial de acción. Esto se denomina

despolarización diastólica espontánea.

fig. 10 Potencial de Acción de las células automáticas


29

Se observa claramente por qué el nódulo sinusal es el que genera y comanda la

actividad eléctrica del corazón (ver fig.11). Por lo tanto, esa pequeña estructura,

resulta ser la responsable de que estemos vivos.

Su potencial de reposo es menor.

Está más cercano al potencial umbral.

Posee la mayor pendiente de despolarización diastólica espontánea.

Por lo tanto, alcanza rápidamente la posibilidad de generar un impulso y

transmitirlo desde el Nódulo Sinusal, la conducción eléctrica se transmite en

primer lugar hacia ambas aurículas; alcanzan la Unión AV y al nódulo

auriculoventricular, que se encuentra localizado en la porción alta del tabique

interventricular. La conducción eléctrica, por tanto, ha de atravesar esta estructura

antes de llegar al miocardio ventricular. En el nódulo AV, sufre un retraso

fisiológico de unos 80-100 ms, antes de continuar su conducción por el Haz de

His.

Una vez que el estímulo eléctrico consigue pasar a través de la Unión AV, su

conducción es más rápida. Ésta se lleva a cabo primeramente por el haz de His,

que a su vez se divide en dos ramas:

1. La rama derecha, que permite la transmisión de los impulsos eléctricos

hacia el ventrículo derecho.

2. La rama izquierda, que, tras dividirse en dos fascículos (anterior y

posterior), transmite la electricidad al ventrículo izquierdo.

Las ramas derecha e izquierda del haz de His se dividen finalmente en

ramificaciones distales, que constituyen el sistema de Purkinje, y que transmiten

los impulsos eléctricos hacia todas las células musculares cardíacas.


30

fig. 11 Secuencia de activación cardiaca

2.4 Derivaciones unipolares

Al igual que las derivaciones bipolares el objetivo de las derivaciones unipolares

es obtener una descripción eléctrica del corazón más completa en su plano

frontal. Frank Norman Wilson (1890-1952) investigó sobre los potenciales

unipolares de electrocardiografía y en la bibliografía se los suele encontrar como

Terminal Central de Wilson. A diferencia de las derivaciones bipolares donde la

medición se obtiene entre dos potenciales de dos electrodos, las derivaciones

unipolares se obtienen midiendo el potencial de un electrodo respecto a electrodo

indiferente o también llamado Terminal Central De Wilson. Este terminal es un

promedio de los potenciales de las 3 derivaciones y se forma conectando una

resistencia en cada una de las extremidades llevadas a un punto común.

Las medidas con respecto al electrodo indiferente llevan la designación V

(Voltaje). Por lo tanto se puede realizar una medida unipolar en cualquiera de los


31

tres electrodos de las extremidades o con un electrodo explorador que se puede

colocar en distintos puntos del pecho (derivaciones precordiales).

Las derivaciones unipolares tomadas en la clínica son:

LA: derivación tomada en brazo izquierdo y el electrodo indiferente.

RA: derivación tomada en el brazo derecho y el electrodo indiferente.

LL: derivación tomada en la pierna izquierda y el electrodo indiferente.

La carga de la red de resistencias necesarias para proporcionar el terminal central

provoca que las derivaciones LA, RA y LL sean bajas en amplitud. Se encontró

que desconectando de la red de resistencias el electrodo de medida, la tensión

medida aumentaba en un 50% sin que la forma de la onda cambiase de manera

apreciable (ver fig.12). Las derivaciones unipolares obtenidas de esta forma se

denominan derivaciones unipolares aumentadas y se designan aRA, aLA y aLL.

fig. 12 Derivaciones unipolares aumentadas


32

2.5 Derivaciones bipolares

Las tres derivaciones básicas que fueron establecidas originalmente por Einthoven

son llamadas derivaciones bipolares o estándar. El objetivo de estas derivaciones

es obtener una descripción eléctrica del corazón en su plano frontal.

Estas derivaciones se denominan bipolares (ver fig. 13) ya que cada derivación es

medida entre dos puntos específicos del cuerpo. En la figura se observan las

derivaciones bipolares.

fig. 13 Derivaciones bipolares

Las derivaciones definidas por Einthoven son:

Derivación I: Brazo Derecho (RA) (Negativo) y Brazo Izquierdo (LA)

(Positivo).

Derivación II: Brazo Derecho (RA) (Negativo) y Pierna Izquierda (LL)

(Positivo).

Derivación III: Brazo Izquierdo (LA) (Negativo) y Pierna Izquierda (LL)

(Positivo).


33

Las siglas utilizadas provienen del inglés y significan:

RA (Right Arm): Brazo Derecho.

LA (Left Arm): Brazo Izquierdo

RL (Right Leg): Pierna Derecha.

LL (Left Leg): Pierna Izquierda.

De las tres derivaciones de las extremidades, la segunda produce el mayor

potencial de la onda R, cuando se miden las amplitudes de las tres derivaciones

de las extremidades, la amplitud de la onda R de la segunda derivación es igual a

la suma de las amplitudes de la onda R de las derivaciones 1.ª y 3.ª.

2.6 Triangulo de Einthoven

Trabajando con electrocardiogramas obtenidos a partir de estas tres derivaciones

Einthoven postuló:

En un instante dado del ciclo cardíaco, la representación en el plano frontal del eje

eléctrico del corazón es un vector de dos dimensiones. El electrocardiógrafo

medido con una de las tres derivaciones es una de las componentes

unidimensionales variable con el tiempo de este vector.

El origen del vector se encuentra cerca del centro de un triángulo equilátero, cuyos

vértices son el hombro derecho, el izquierdo y la bifurcación de las piernas

(ver fig.14).

Suponiendo que los potenciales del Electrocardiógrafo en los hombros son

básicamente los mismos que en las muñecas y que los potenciales en la

bifurcación de las piernas difieren poco de los de cada tobillo, consideró que los


34

puntos de este triángulo representaban las posiciones de los electrodos para las

tres derivaciones de las extremidades.

Los lados del triángulo representan las líneas a lo largo de las cuales se miden las

tres proyecciones del vector ECG basándose en ello, Einthoven demostró que las

tensiones instantáneas medidas mediante cualquiera de las tres derivaciones de

las extremidades es aproximadamente igual a la suma algebraica de las otras dos,

o sea que el vector suma de las proyecciones sobre las tres líneas es igual a cero.

Realmente, para que estas afirmaciones conserven su validez, se debe invertir la

polaridad de la medida en la 2ª derivación.

fig. 14 Triángulo de Einthoven


35


36

3.1 Diagrama a bloques del sistema propuesto

Para un sistema de detección de potenciales bioelectricos, la etapa inmediata a

los electrodos, se denomina etapa preamplificadora. Generalmente corresponde a

un amplificador de instrumentación que por sus características, es el amplificador

ideal para biopotenciales. Además este tiene que acoplarse directamente a los

electrodos (es decir sin capacitores en serie) para proporcionar una respuesta

optima en bajas frecuencias y minimizar los efectos de carga que puedan

polarizar los electrodos cuando actúan sobre los capacitores de acoplamiento, lo

cual producirá sobrepotenciales de polarización que generan un voltaje de offset

C.D grande a la entrada del amplificador (ver fig.15). Esta es la razón por la cual

muy a menudo los preamplificadores tienen ganancias de voltaje relativamente

bajas.

fig. 15 Diagrama del sistema

3.2 Elección del tipo de electrodo

Los electrodos de superficie son aquellos que se colocan para estar en contacto

con la piel del paciente. Dentro de esta categoría están los electrodos de aguja,

con la excepción de los utilizados para ser insertados en dentro de una célula (los

cuales son llamados micro electrodos); también existen ciertas bases para incluir

los electrodos de aguja en los electrodos internos, pero en ingeniería biomédica

generalmente no se hace esta clasificación.


37

Los electrodos de superficie (a excepción de los de aguja) presentan diámetros

que varían desde 0.3 hasta 0.5 cm y en algunos casos hasta 1 cm. La piel humana

tiende a tener una muy alta impedancia comparada con la de otras fuentes de

voltaje; típicamente, la impedancia normal de la piel, vista por el electrodo, varía

desde 0.5 kΩ para piel sudorosa hasta 20 kΩ para piel seca. Problemas de la piel,

especialmente resequedad, piel escamosa, o enfermedades en la piel producen

un incremento en la impedancia en el rango de 500 kΩ.

En cualquier caso, se deberán tratar los electrodos de superficie como una fuente

de voltaje con muy alta impedancia, situación que influye en forma decisiva en el

diseño del circuito de entrada del amplificador bioeléctrico. En muchos de los

casos, la regla práctica para un amplificador de voltaje, es hacer la impedancia del

amplificador al menos 10 veces mayor a la impedancia de la fuente.

Para amplificadores de biopotenciales esto requiere una impedancia de entrada de

por lo menos 5 MΩ, valor que puede ser fácilmente alcanzado usando

amplificadores operacionales con entrada bipolar en categorías Premium, con

entradas FET (BiFET) o con entradas MOS (BiMOS).

Se seleccionó el tipo copa de succión metálica debido a su posibilidad de

reutilización indefinida que justifica su alto costo (ver fig.16).

A continuación se dan las especificaciones técnicas del electrodo utilizado:

Copa metálica con recubrimiento galvánico de Cloruro de Plata (AgCl),

resistente ala abrasión.

Poste metálico de conexión compatible con conectores tipo banana de 3 y

4mm y conectores tipo broche.

Área de succión de 24mm.

Perilla fabricada de Látex.


38

La única desventaja que presenta es la de una posible lesión a la piel en el área

de contacto debido a una succión excesiva. Son necesarios tres electrodos.

fig. 16 Electrodos precordiales

3.3 Amplificador de instrumentación

Posteriormente, se procedió a la selección del circuito preamplificador; por las

ventajas mencionadas anteriormente, se seleccionó un amplificador de

instrumentación fabricado por la compañía Analog Device con número de parte

AD620 (ver fig.17), el cual presenta las siguientes características:

Tecnología BIFET

Rango de alimentación de 2.3 a 18 V.

Rango de ganancia variable de 1 a 1000

Ganancia seleccionada por un solo resistor

Corriente de alimentación de 1.3 mA.

Corriente de polarización de entrada de 1nA máx.

La razón de rechazo al modo común (CMRR) de 100 dB min.

Ruido de 0.28µ Vp-p de 0.1 a 10 Hz.

Ancho de banda de 120 kHz.

Voltaje de offset de entrada de 30 µv.

Impedancia de entrada de 10 GΩ.

Rango de voltaje de entrada de 2.3 a 5 V.


39

En la siguiente figura se puede observar el diagrama de configuración de

terminales del circuito integrado AD620.

fig. 17 Configuración de terminales del integrado AD620

La resistencia que controla la ganancia se coloca entre las terminales 1 y 8. Para

el amplificador, se escogió una ganancia pequeña debido a que una ganancia

pequeña ayuda a mantener sin distorsión a la señal. Entonces, la ganancia

seleccionada fue de 7.

En las hojas de especificaciones de Analog Devices, se puede encontrar la

ecuación para calcular el valor de la resistencia en base a la ganancia conocida

para este circuito integrado.

El cálculo se muestra a continuación:

El preamplificador debe tener una impedancia de entrada muy alta, puesto que

ella presenta la carga sobre electrodos. Como puede observar de las

características mencionadas de este integrado, la impedancia de entrada del

AD620 es de 10 GΩ, con lo cual se puede adquirir el voltaje presente en los

electrodos perfectamente.


40

3.4 Diseño del circuito manejador de pierna derecha o tórax

En las hojas de especificaciones de Analog Devices se encuentra una propuesta

de configuración de circuito para manejar la pierna derecha o el tórax para no

aterrizar directamente el paciente a tierra (ver fig.18). A continuación se muestra el

diagrama de conexiones sugerido y posteriormente los cálculos realizados para

obtener los valores de las resistencias.

fig. 18 Conexiones para manejar la pierna derecha o tórax sugeridas por Analog Devices

La función de manejar la pierna derecha o el tórax es para lograr lo siguiente:

En muchos sistemas electrocardiográficos modernos, el paciente no está

conectado a tierra. En su lugar, el electrodo que se coloca en la pierna derecha o

en el tórax, es decir, el que servirá de referencia para los demás electrodos está

conectado a la salida de un amplificador operacional auxiliar.


41

El voltaje en modo común en el cuerpo es censado por medio de dos resistencias

promediadoras R6+R5=R3+R4=Ra. Este voltaje es invertido, amplificado y

retroalimentado a la pierna derecha o tórax. Esta retroalimentación negativa

maneja el voltaje en modo común a un valor pequeño. Las corrientes por

desplazamiento del cuerpo no fluyen a tierra. En su lugar, fluyen a la salida del

amplificador operacional auxiliar; así se protege al paciente.

Este circuito también provee seguridad eléctrica. Si un voltaje anormal alto

aparece entre el paciente y tierra como resultado de movimiento o alguna otra

causa, el amplificador operacional auxiliar se satura. Esto efectivamente mantiene

al paciente desconectado de tierra debido a que el amplificador no puede manejar

ya la pierna derecha o tórax (o al electrodo de referencia). Ahora, las resistencias

R1 (Rf) y R2 (Ro) están entre el paciente y tierra. Estas pueden ser de varios MΩ

de valor y suficientemente grandes para limitar la corriente. Estas resistencias no

protegen al paciente, sin embargo, 120 V. en el paciente quemarían los

transistores del amplificador operacional del electrocardiógrafo y grandes

corrientes podrían fluir de tierra.

Ahora, determinaremos el voltaje en modo común en un paciente, en el cual se

utiliza un circuito para manejar la pierna derecha o tórax, cuando los

desplazamientos de corrientes id fluyen en el paciente a través de la línea de

alimentación. Escogeremos valores apropiados de las resistencias del circuito de

tal forma que el voltaje en modo común sea mínimo y exista un camino de alta

resistencia a tierra cuando el amplificador operacional se sature.

………….1


42

Lo cual produce

…………..2

Pero

………………3

Entonces, sustituyendo 2 en 3

La resistencia efectiva entre la pierna derecha y tierra es la resistencia del

electrodo de la pierna derecha dividido entre uno más la ganancia del amplificador

operacional. Cuando el operacional se satura como puede ocurrir durante un

transitorio grande VCM, a su salida aparece el voltaje de saturación VS.

Ahora, la pierna derecha está conectada a tierra a través de esta fuente las

resistencias en paralelo Rf y Ro. Para limitar la corriente, Rf y Ro deben de ser de

valores grandes como por ejemplo 5 MΩ.

Cuando el amplificador no está saturado, nosotros queremos que el voltaje VCM

sea tan pequeño como sea posible. En otras palabras, que sea una resistencia

efectiva a tierra. Esto puede ser logrado haciendo a Rf grande y a Ra

relativamente pequeña.


43

Un valor típico de Ra es de 25 kΩ. Entonces, en el peor de los casos, cuando la

resistencia de un electrodo sea de 100kΩ, la resistencia efectiva entre la pierna

derecha o tórax y tierra será:

Entonces, para una corriente id de 2 µA, el voltaje VCM es

La siguiente etapa a diseñar una vez teniendo diseñada la etapa preamplificadora

y el circuito manejador de la pierna derecha o tórax, es la etapa de filtrado. En la

cual la señal electrocardiográfica debe de encontrarse entre 0.1 a 250 Hz con una

amplitud de 0.5 a 4 mV; aunque consultando bibliografías se pudo establecer que

las frecuencias idóneas para señales electrocardiográficas están entre 0.1 a 150

Hz.

3.5 Diseño del filtro pasa banda

La siguiente etapa a la salida de nuestro preamplificador es un filtro pasabanda de

segundo orden del tipo Butterworth. Escogido de esta familia por ser la que posee

la respuesta más lineal en su región pasabanda.

Este filtro pasabanda se construyó conectando un filtro pasabajas (ver fig.19) a la

salida de un filtro pasaaltas (ver fig.20) de segundo orden tipo Butterworth. A

continuación se muestra el procedimiento de diseño para cada uno de los filtros

mencionados.


44

Procedimiento de diseño para un filtro pasa bajas de segundo orden tipo

Butterworth1

a) Escoger la frecuencia de corte FC

b) Hacer R12=R13=R, a un valor conveniente entre 10kΩ y 100kΩ.

Escoger R14= 2R

c) Calcular C

d) Escoger C4= 2C , donde: C= C3+C7

Siguiendo los pasos de diseño anteriores tenemos lo siguiente:

a) Fc= 150 Hz,

ωC= 2π (150)= 942.48 rad/s.

b) R12=R13=R=10kΩ,

R14=20kΩ ≈ 22kΩ

c)

d) C4=2C= (75nF)*2 = 150nF C=68nF,

C7=5.6nF donde: C3+C7=73.6nF ≈ C1

1 LÓPEZ, Carlos A., LLAMOSA, Luis E., Los filtros en los sistemas de detección de potenciales bioelectricos.

No. 49, Editorial CEKIT, Págs. 42


45

fig. 19 Filtro pasa bajas de segundo orden Butterworth utilizando el operacional LF353

Procedimiento de diseño para un filtro pasa altas de segundo orden tipo

Butterworth.2

a) Escoger la frecuencia de corte Fc

b) Hacer C1=C2=C, a un valor conveniente

c) Calcular R11 de

d) Escoger R

e) Para minimizar el offset R10=R11


No. 49, Editorial CEKIT, Págs. 43.


46

Siguiendo los cuatro pasos anteriores tenemos

a) Fc= 0.1 Hz.,

ωC= 2π (0.1)= 0.6258 rad/s.

b) C1=C2=C= 10µF

c)

d)

e) para minimizar el offset R10 = R11 = 220kΩ

Como se mencionó anteriormente, los circuitos fueron unidos para formar el filtro

pasa banda.

fig. 20 Filtro pasa altas de segundo orden de tipo Butterworth utilizando el operacional LF353


47

3.6 Diseño del filtro rechaza banda

La siguiente etapa a diseñar es un filtro rechaza banda a o Notch para rechazar la

frecuencia de línea de 60 Hz (ver fig.21). En nuestro sistema. Esta señal de 60 Hz.

Es un ruido que se encuentra presente en todo el sistema por la inducción

electromagnética.

Procedimiento de diseño para un filtro rechaza banda o Notch de segundo

orden tipo Butterworth.3

a) Escoger C5 = C6 = C a algún valor conveniente.

b) Calcular R22 de

c) Calcular R19 de

d) Escoger R20 a un valor conveniente como 1KΩ

e) Calcular R21 de

Siguiendo los pasos anteriores obtenemos lo siguiente: a) C5 = C6 = C = 1µF

b)


No. 49, Editorial CEKIT, Págs. 44-45.


48

c)

d)

e) R21 = 2(12.088)2 (1K) = 292.2k

fig. 21 Diagrama del filtro rechaza banda

Por los valores de las resistencias obtenidas, es que el circuito se decidió colocar

trimpots de precisión con el objetivo para realizar ajustes en el ancho de banda y

frecuencia central.

3.7 Diseño de la etapa de amplificación

La siguiente etapa es un amplificador no inversor con una ganancia de 147 (ver

fig.22). Se seleccionó esta ganancia para esta etapa porque sumada a la ganancia

del preamplificador que es de 7 da una ganancia de 154, que es aproximadamente

la ganancia necesaria para elevar la señal electrocardiográfica a un nivel

adecuado que corresponde de 150 a 160 sugerido por la propuesta de diseño de

Analog Devices.


49

Esta señal es la necesaria para obtener una señal electrocardiográfica de 1V/1mV

de señal real. La señal electrocardiográfica a la salida se necesita con esta

relación porque es la forma en que los médicos saben interpretarla.

fig. 22 Circuito amplificador inversor con ganancia de 147

Donde el voltaje de salida está dado por.

Donde podemos observar que si escogemos a R23 = 1k , podemos colocar un

trimpot de 150K para variar la ganancia entre 1 y 150 además, es preferible un

trimpot para ajustarlo prácticamente y así calibrar el equipo para obtener la señal

deseada a la salida con la relación deseada de 1v/1mv.

3.8 Circuito completo

Después de analizar los circuitos, los cuales consta este diseño, se procedió a

armar el circuito por completo (ver fig.23), para de ahí hacer la presentación de

cómo sería el diagrama de este circuito.


50

fig. 23 Circuito completo del diseño de electrocardiógrafo


51

U3A

LF353D3

2

4

8

1C1

10µF

C2

10µF

R11220kΩ

R9

10kΩ

R10

220kΩ

R8

100kΩ

U3B

LF353D

5

6

4

8

7R13

10kΩ

R14

22kΩ

R12

10kΩ

C468nF

C75.6nF

C3

150nF

V19 V

V29 V

V3

1 Vpk

60 Hz

0°

XBP1

IN OUT

3.9 Simulación de los filtros por PC

La primera simulación que se realizó fue la del filtro pasabanda de 0.1 a 150 Hz. El

programa que se utilizó para la simulación fue el Multisim versión 11 el cual es un

paquete muy práctico y con resultados en sus simulaciones muy aproximados a lo

teórico. (ver fig.24).

fig. 24 Circuito utilizado para la simulación del filtro pasa banda de 0.1 Hz. a 150 Hz.

Se utilizó un trazador de respuestas de Bode para analizar la respuesta en

frecuencia vs amplitud del circuito. Este trazador se conecta a la entrada y a la

salida del circuito (ver fig.25).

fig. 25 Respuesta del filtro pasa bandas para la frecuencia de corte inferior


52

En la fig. anterior se puede observar la frecuencia de corte inferior del circuito,

posteriormente se muestra la frecuencia de corte superior del circuito (ver fig.26).

fig. 26 Respuesta del filtro pasa bandas para la frecuencia de corte superior

El siguiente circuito simulado fue el del filtro rechaza banda, para calcular de

manera precisa la respuesta de este filtro a la frecuencia de 60 Hz. esto se realizó

variando los valores de las resistencias variables en el circuito hasta encontrar

respuesta en frecuencia a la cual se eliminaba la mayor parte de esta frecuencia

(ver fig.27).

fig. 27 Circuito utilizado para simular el filtro rechaza banda a 60 HZ.


53

El resultado para la simulación del filtro rechaza banda (ver fig.28), es muy buena,

con lo que en la práctica obtendremos una gran reducción en el ruido de 60 Hz.

presente en el sistema.

fig. 28 Resultado de la simulación del filtro rechaza banda a 60 Hz.

Se optó solamente por la simulación por PC de estos dos circuitos porque son de

los más importantes para el buen funcionamiento del sistema. Principalmente

porque con la correcta respuesta en frecuencia de estos dos circuitos

eliminaremos cualquier distorsión en frecuencia e intromisión de ruido en la señal

electrocardiográfica.


54

3.10 Costos del diseño del electrocardiógrafo

A continuación se procederá a un análisis minucioso de los posibles costos del

electrocardiógrafo con el objetivo de demostrar su bajo costo en comparación con

el de un equipo profesional.

Circuito del amplificador de instrumentación:

CANTIDAD MATERIAL COSTO

2 Protoboards $ 172.00

1 Resistencia de 1M a 1/4 watt $ 0.40

1 Resistencia de 10K a 1/4 watt $ 0.40

2 Resistencias de 22K a 1/4 watt $ 0.80

2 Resistencias de 2.2K a 1/4 watt $ 0.80

1 Capacitor de 1µF $ 1.50

1 Amplificador de instrumentación AD620

$ 114.00

1 Operacional TL081 $ 6.50

2 Pilas de 9V $ 110.00

1 Capuchón para Pila $ 2.50

3 Electrodos precordiales $ 420.00

3 Banana - caimán $ 15.00

SUBTOTAL: $ 843.90

Tabla 2 Costos amplificador de instrumentación

Circuito filtro pasabanda






1 Capacitor de 150nF $ 4.00

1 Capacitor de 68nF $ 4.50

1 Capacitor de 5.6Nf $ 5.50

2 Capacitores de 10µF $ 3.00

1 Operacional LF353 $ 3.50

SUBTOTAL: $ 23.30

Tabla 3 Costos filtro pasabanda


55

Circuito filtro rechazabanda





1 Capacitor de 1µF $ 1.50


SUBTOTAL: $ 26.80

Tabla 4 Costos filtro rechazabanda

Circuito etapa de amplificación





SUBTOTAL: $ 4.30

Tabla 5 Costos etapa de amplificación

Costo total del electrocardiógrafo

Con respecto a la mano de obra para la construcción se sugiere una cantidad

moderada y comparando el precio de venta sugerido con el de los equipos

electrocardiográficos más sencillos que se encuentran en el mercado que oscilan

entre los 15 y 20 mil pesos, podemos concluir que el diseño sería muy económico

ya que para visualizar la señal electrocardiográfica se usaría un osciloscopio y con

este instrumento se cuenta en el laboratorio de Bioacústica, entonces de ahí que

no se anexe a los costos.

CIRCUITO COSTO

Amplificador de instrumentación $ 843.90

Filtro pasabanda $ 23.30

Filtro rechazabanda $ 26.80

Etapa de amplificación $ 4.30

Mano de Obra $ 10,000.00

TOTAL: $ 10,898.30

Tabla 6 Costo total del diseño


56

Conclusiones

De la realización de este trabajo podemos concluir que para realizar el

diseño de cualquier equipo electrónico se requiere de muchas horas hombre.

Primeramente para entender el problema, posteriormente para idear que tipo de

etapas serán necesarias para el diseño del equipo, para la búsqueda de fuentes

de información relacionadas con las etapas necesarias y culminar cumpliendo con

las necesidades para las cuales será diseñado, contando con su buen diseño que

sea económico y confiable.

Una vez realizado el diseño de las etapas necesarias, viene la parte en que

se tienen que realizar pruebas a los circuitos con el objetivo de comprobar su

correcto funcionamiento.

Para el diseño del electrocardiógrafo, primeramente realizamos una

investigación del funcionamiento del corazón, como es que este puede

representarse como un dipolo eléctrico y la naturaleza de las señales eléctricas

que este genera. Posteriormente investigamos el funcionamiento de los equipos

electrocardiográficos profesionales con el objetivo de ver que etapas serían

necesarias diseñar y con qué fin.

Durante la realización de la investigación, comprendimos la importancia de

platicar y entrevistar a expertos en el tema, debido a que aportan información

práctica muy confiable y entendible. Específicamente hablando, platicamos con

expertos de la sección de Ingeniería Biomédica de UPIBI del IPN; los cuales nos

proporcionaron datos importantes que nos ayudaron a solucionar dudas que

surgieron del tema.


57

Durante la etapa de diseño de los circuitos, específicamente hablando de

los filtros, encontramos sumamente útil la simulación por PC de los circuitos

debido a que es una forma muy rápida y económica de comprobar el

funcionamiento de los circuitos inclusive cambiar el valor de elementos como

resistencias para ver si la respuesta de estos circuitos puede ser mejorada.

En general, concluimos que para la realización de cualquier sistema

electrónico que sea eficiente, que cumpla con las necesidades para las que fue

construido y que tenga buen acabado es necesario el trabajar con expertos en

cada una de las áreas que estén involucradas en el proyecto.

Por último, concluimos que en este trabajo fue necesario poner extremo

cuidado en el diseño de cada una de las etapas del electrocardiógrafo debido a

que es muy peligroso que una corriente de 1mA. circule por la superficie del

cuerpo humano ya que con esta es suficiente para causar una peligrosa fibrilación

del corazón.


58

Glosario

Arritmia Latidos irregulares del corazón

Aurícula Cavidad del corazón que recibe la sangre de las venas.

Biopotenciales Cargas eléctricas producidas por diversos tejidos corporales.

Butterworth Filtro electrónico diseñado para producir la respuesta más

plana que sea posible hasta la frecuencia de corte.

CMRR Abreviación de commmon mode rejection ratio, es decir,

relación de rechazo en modo común.

Complejo QRS Se le llama así a la forma de la señal electrocardiográfica en

su periodo fundamental.

Desfibrilación Acción de tratar de volver a poner en funcionamiento al

corazón una vez que se ha detenido.

ECG Abreviación de electrocardiógrafo.

Electrocardiógrafo Instrumento que sirve para visualizar las señales eléctricas

generadas por el corazón.


59

Electrodo Pieza metálica utilizada para medir los potenciales eléctricos

presentes en la superficie del cuerpo.

Fibrilación Proceso en el cual el corazón detiene su funcionamiento.

LA Abreviación del brazo izquierdo.

LL Abreviación de pierna izquierda.

Notch Filtro electrónico que no permite el paso de señales cuyas

frecuencias se encuentran comprendidas entre las

frecuencias de corte superior e inferior.

Precordio Perteneciente a la región frontal del tórax que se sitúa sobre el

corazón.

RA Abreviación del brazo derecho.

Ventrículo Cada una de las dos cavidades del corazón que reciben la

sangre de las aurículas y la envían a las arterias.


60

Índice de figuras

Figura 1 Derivaciones electrocardiográficas…………………………………….11

Figura 2 Electrocardiógrafo de Einthoven………………………………………..12

Figura 3 Imagen electrocardiográfica normal……………………………………19

Figura 4 Anatomía del corazón……………………………………………………21

Figura 5 Estructura del corazón…………………………………………………..22

Figura 6 Diástole……………………………………………………………………23

Figura 7 Sístole……………………………………………………………………..23

Figura 8 Aurícula y ventrículo del corazón………………………………………25

Figura 9 Potencial de acción de células no automáticas ………………………26

Figura 10 Potencial de acción de células automáticas…………………………..28

Figura 11 Secuencia de activación cardiaca……………………………………...30

Figura 12 Derivaciones unipolares aumentadas………………………………….31

Figura 13 Derivaciones bipolares…………………………………………………..32

Figura 14 Triángulo de Einthoven………………………………………………….34

Figura 15 Diagrama del sistema……………………………………………………36


61

Figura 16 Electrodos precordiales………………………………………………….38

Figura 17 Configuración de terminales del integrado AD620…………………...39

Figura 18 Conexiones para manejar la pierna derecha o tórax sugeridas por

Analog Devices…………………………………………………………...40

Figura 19 Filtro pasa bajas de segundo orden Butterworth utilizando el

operacional LF353…………………………………………………….....45

Figura 20 Filtro pasa altas de segundo orden de tipo Butterworth utilizando el

operacional LF353……………………………………………………….46

Figura 21 Diagrama del filtro rechabanda…………………………………………48

Figura 22 Circuito amplificador inversor con ganancia de 147………………….49

Figura 23 Circuito completo del diseño de electrocardiógrafo…………………..50

Figura 24 Circuito utilizado para la simulación del filtro pasa banda de 0.1 Hz. a

150 Hz……………………………………………………………………..51

Figura 25 Respuesta del filtro pasa bandas para la frecuencia de corte

inferior……………………………………………………………………..51


62

Figura 26 Respuesta del filtro pasabandas para la frecuencia de corte

Superior…………………………………………………………………...52

Figura 27 Circuito utilizado para simular el filtro rechaza banda a 60 Hz………52

Figura 28 Resultado de la simulación del filtro rechaza banda a 60 Hz……….53


63

Índice de tablas

Tabla 1 Historia del electrocardiograma y electrocardiógrafo………………...13

Tabla 2 Costos amplificador de instrumentación……………………………….54

Tabla 3 Costos filtro pasabanda………………………………………………….54

Tabla 4 Costos filtro rechazabanda……………………………………………...55

Tabla 5 Costos etapa de amplificación………………………………………….55

Tabla 6 Costo total del diseño……………………………………………………55


64

Bibliografía

López Carlos A. y Llamosa Luis E. Los filtros en los sistemas de detección de potenciales bioelectricos Editorial CEKIT, electrónica y computadores no. 49 Págs. 42-45.

López Carlos A. y Llamosa Luis E. Diseño de un canal electrocardiógrafico Editorial CEKIT, electrónica y computadores no. 52 Págs. 28-31.

C. Farreras P, Rozman C. Medicina Interna. Barcelona: Elsevier 2004.

Esteve J, Mitjans J. Electrocardiograma. Enfermería. Técnicas clínicas. Madrid: McGraw-Hill Interamericana 2002.

Electrocardiografía básica. Aravaca (Madrid) McGraw Hill 2002

Moreno Ochoa L. Cómo entender un electrocardiograma. Madrid: Díaz de Santos 2000.


65


66


67


68


69


70


71


72


73

T E S I S - DSpace Hometesis.ipn.mx/jspui/bitstream/123456789/10505/1/40.pdf · añadidas a las...

Documents

Transcript of T E S I S - DSpace Hometesis.ipn.mx/jspui/bitstream/123456789/10505/1/40.pdf · añadidas a las...