PROYECTO DE INVESTIGACIÓN. QUE PARA OBTENER EL TITULO …

INFORME TÉCNICO DE LA OPCIÓN CURRICULAR EN LA MODALIDAD DE:

PROYECTO DE INVESTIGACIÓN.

QUE PARA OBTENER EL TITULO DE

INGENIERO BIOMEDICO

INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL

UNIDAD PROFESIONAL INTERDISCIPLINARIA DE BIOTECNOLOGÍA

DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN DE UN SISTEMA DE MONITOREO

INALÁMBRICO DE SEÑALES ELECTROFISIOLÓGICAS

DIRECTOR INTERNO: DR. JORGE ISAAC CHAIREZ ORIA

PRESENTAN:

MOLINA GASCA EMMANUEL

OLIVERA LOPEZ JORGE SALVADOR

ZAMORA PEREZ GABRIEL ALEJANDRO

Mexico, D.F. Mayo 2009

Instituto Politécnico Nacional Unidad Profesional Interdisciplinaria de Biotecnología

2

Tabla de contenido

Índice de Figuras ........................................................................................................... 4

Índice de Ecuaciones ..................................................................................................... 6

Resumen ....................................................................................................................... 8

Justificación ................................................................................................................... 9

Aportaciones................................................................................................................ 10

Objetivos ..................................................................................................................... 10

Objetivo general ....................................................................................................... 10

Objetivos particulares ............................................................................................... 10

Introducción ................................................................................................................. 11

Marco Teórico .............................................................................................................. 12

Teoría de la membrana............................................................................................. 12

Sensores.................................................................................................................. 17

Anatomía del corazón ............................................................................................... 17

Datos anatómicos ..................................................................................................... 18

Ondas, intervalos y segmentos del electrocardiograma .............................................. 22

Señal electrocardiográfica ......................................................................................... 22

Derivaciones electrocardiográficas ............................................................................ 24

Derivaciones estándar de Einthoven DI, DII y DIII ...................................................... 25

Derivaciones unipolares de miembros aVR, aVL y aVF .............................................. 27

Derivaciones unipolares precordiales ó derivaciones torácicas ................................... 28

Electromiografía ........................................................................................................... 31

Fundamento fisiológico celular .................................................................................. 31

Potenciales características en EMG .......................................................................... 34

Electromiograma normal ........................................................................................... 35

Electrooculograma ....................................................................................................... 36


3

Movimientos oculares ............................................................................................... 37

Microcontrolador PIC 18F4550 .................................................................................. 38

Comunicaciones Inalámbricas ...................................................................................... 41

Tecnología inalámbrica Bluetooth.............................................................................. 41

Tecnología módulos Xbee ........................................................................................ 43

Metodología ................................................................................................................. 44

Metodología del diseño del circuito general del electrocardiógrafo .............................. 44

Electrodos ................................................................................................................ 44

Diseño para el preamplificador del electrocardiógrafo ................................................ 45

Diseño del circuito de aislamiento del paciente del electrocardiógrafo ........................ 46

Diseño de la etapa de amplificación del electrocardiógrafo ........................................ 49

Diseño de la etapa de filtrado analógico del electrocardiógrafo .................................. 50

Diseño del filtro pasa altas para el electrocardiógrafo ................................................ 50

Diseño del filtro pasa bajas para el electrocardiógrafo ................................................ 51

Diseño del filtro rechaza banda para el electrocardiógrafo .......................................... 52

Conversión analógica digital de la señal proveniente del electrocardiógrafo ................ 54

Transmisión de las señales electrofisiológicas mediante protocolo Bluetooth .............. 56

Transmisión de los datos mediante módulos XBee ................................................... 61

Desarrollo de la interfaz grafica con MatLab .............................................................. 63

Diseño de la base de datos y del sistema de comunicación entre Excel y Matlab ........ 68

Resultados .................................................................................................................. 71

Electrocardiógrafo .................................................................................................... 71

Etapa de amplificación .............................................................................................. 74

Etapa de aislamiento ................................................................................................ 74

Etapa de amplificación .............................................................................................. 74

Etapa de filtrado ....................................................................................................... 75


4

Pasa-altas ................................................................................................................ 75

Filtro pasa bajas ....................................................................................................... 76

Filtro Rechaza Banda ............................................................................................... 77

Transmisión de las señales electrofisiológicas mediante protocolo Bluetooth .............. 79

Transmisión de los datos mediante módulos XBee ................................................... 81

Base de datos e interfaz gráfica.................................................................................... 83

Reconstrucción de las señales electrocardiográficas.................................................. 88

Conclusiones ............................................................................................................... 89

Electrocardiógrafo .................................................................................................... 89

Adquisición de datos con PIC.................................................................................... 89

Transmisión vía Bluetooth ......................................................................................... 90

Transmisión con módulos XBee ................................................................................ 90

Reconstrucción de la señal ....................................................................................... 91

Referencias bibliográficas ............................................................................................ 91

Conclusiones............................................................................................................ 92

Anexos ........................................................................................................................ 93

Funciones de Transferencia ...................................................................................... 93

Filtro pasa altas para el Electrocardiógrafo ............................................................... 93

Filtro Pasa Bajas para el Electrocardiógrafo .............................................................. 94

Filtro rechaza banda para el Electrocardiógrafo ......................................................... 96

Índice de Figuras

Figura 1 Grafica que muestra Gráfica que muestra el potencial de acción de una célula o

fibra muscular sincitial (del sistema de conducción cardiaca). ........................................ 13

Figura 2 Esquema del proceso de despolarización ........................................................ 14


5

Figura 3 Esquema del proceso de repolarizacion .......................................................... 15

Figura 4 Síntesis esquemática del proceso de repolarización y despolarización. ............ 15

Figura 5 Despolarización de la fibfra muscular estriada ................................................ 16

Figura 6 Esquema de despolarización y repolarización de una fibra miocardica. ............ 16

Figura 7 Anatomía interna del corazón.......................................................................... 18

Figura 8 Esquema del sistema de conducción cardiaca ................................................ 18

Figura 9 Señal electrocardiográfica. .............................................................................. 22

Figura 10 Esquema del triángulo de Einthoven.............................................................. 26

Figura 11 Esquema de las derivaciones unipolares ....................................................... 28

Figura 12 Colocación de electrodos para derivaciones precordiales ............................... 29

Figura 13 Esquema de otras derivaciones .................................................................... 31

Figura 14 Diagrama de una unidad motora ................................................................... 32

Figura 15 Segmento de un haz de fibrillas musculares mostrando un huso con la

terminación sensitiva .................................................................................................... 33

Figura 16 Potenciales de inserción (a) y fibrilación (b) en un músculo parcialmente

denervado ................................................................................................................... 34

Figura 17 a) PUM de un sujeto normal; b) PUM polifásicos en una neuropatía periférica; c)

PUM de ....................................................................................................................... 35

Figura 18 Patrones de actividad en la contracción progresiva muscular. a. Patrón simple;

b. Patrón...................................................................................................................... 36

Figura 19 Distribución de los electrodos para toma del EOG.......................................... 37

Figura 20 El proceso de conversión analógica- digital (directa y su característica de

transferencia)............................................................................................................... 40

Figura 21 Modulo XBee Pro ......................................................................................... 43

Figura 22 Diagrama de diseño de electrocardiograma ................................................... 44

Figura 23 Diagrama eléctrico del LED ........................................................................... 47

Figura 24 Diagrama conexión del 4n25 ......................................................................... 48

Figura 25 Esquemático de etapa de amplificación ......................................................... 49

Figura 26 Esquemático filtro pasa altas ......................................................................... 50

Figura 27 Esquemático filtro pasa bajas ........................................................................ 51

Figura 28 Diagrama esquemático del filtro rechaza banda ............................................. 53

Figura 29 Diagrama de conexión del microcontrolador PIC18f4550 y el módulo RN41

Bluetooth. .................................................................................................................... 58


6

Figura 30 Vista superior e inferior del modulo Bluetooth RN41 ....................................... 58

Figura 31 Modulo XBee y la configuración de sus pines ................................................ 62

Figura 32 Diagrama de conexión entre microcontrolador y modulo XBee ....................... 62

Figura 33 Diagrama de conexión modulo XBee y MAX232 ............................................ 63

Figura 34 Archivo .fig ................................................................................................... 64

Figura 35 Archivo .m asociado al archivo .fig................................................................. 65

Figura 36 Estructura general del programa ................................................................... 66

Figura 37 Diagrama de flujo de la interfaz grafica .......................................................... 67

Figura 38 Electrocardiógrafo......................................................................................... 71

Figura 39 Diagrama del pcb de 1 canal del Electrocardiógrafo ....................................... 72

Figura 40 Placas de cobre correspondientes a los 8 canales asociados a un estudio de

ECG ............................................................................................................................ 73

Figura 41 Señal obtenida de un canal del electrocardiógrafo ......................................... 74

Figura 42 Circuito para lograr la comunicación Bluetooth ............................................... 79

Figura 43 Dispositivo bluetooth empleado para realizar la conexión. .............................. 80

Figura 44 Captura de pantalla del emparejamiento de dispositivos Bluetooth ................. 80

Figura 45 Recepción de paquetes via Bluetooth ............................................................ 81

Figura 46 Circuito de envío de datos mediante modulo XBee ........................................ 82

Figura 47 Circuito de recepción de datos por XBee ....................................................... 82

Figura 48 Recepción de datos vía XBee ....................................................................... 83

Figura 49 Base de Datos .............................................................................................. 84

Figura 50 Pantalla Principal de la Interfaz Grafica ......................................................... 85

Figura 51 Historial del Paciente .................................................................................... 86

Figura 52 Búsqueda por ID de historial de paciente ....................................................... 87

Figura 53 Pantalla de ingreso de datos de nuevo paciente ............................................ 88

Figura 54 Esquemático filtro rechaza banda .................................................................. 96

Índice de Ecuaciones

Ecuación 1. Conversión analógica digital indirecta. ....................................................... 40

Ecuación 2................................................................................................................... 41

Ecuación 3 Intervalo de cuantificación del CAD ............................................................. 41

Ecuación 4 Ganancia del preamplificador ..................................................................... 45

Ecuación 5 Despeje de la resistencia ............................................................................ 45


7

Ecuación 6 Sustitución y resultado ............................................................................... 45

Ecuación 7 Error relativo .............................................................................................. 45

Ecuación 8 Sustitución en la ecuación de error ............................................................. 45

Ecuación 9 Divisor de voltaje para la resistencia ........................................................... 47

Ecuación 10 Ley de Ohm aplicada al divisor ................................................................. 47

Ecuación 11 Resistencia resultante de un paralelo ....................................................... 48

Ecuación 12 Despeje y sustitución para obtener una resistencia en paralelo .................. 49

Ecuación 13 Relación de ganancia del amplificador inversor ......................................... 49

Ecuación 14 Sustitución en la relación de ganancia....................................................... 49

Ecuación 15 Función de transferencia para filtro pasa-altas ........................................... 51

Ecuación 16 Función de transferencia de filtro pasa-bajas ............................................. 52

Ecuación 17 frecuencia de corte para filtro pasa-bajas .................................................. 52

Ecuación 18 Calidad del filtro pasabajas ....................................................................... 52

Ecuación 19 Función de transferencia de filtro rechaza-banda ....................................... 53

Ecuación 20 Frecuencia de corte filtro rechaza banda ................................................... 53

Ecuación 21 Ancho de banda filtro corta banda ............................................................. 53

Ecuación 22 Factor de calidad filtro cortabanda ............................................................ 54

Ecuación 23 Error de filtro pasa-altas ........................................................................... 76

Ecuación 24 Error experimental en el filtro pasabajas .................................................... 77


8

Resumen

DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN DE UN SISTEMA DE MONITOREO INALÁMBRICO DE

SEÑALES ELECTROFISIOLÓGICAS

DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN DE UN SISTEMA DE MONITOREO INALÁMBRICO DE SEÑALES ELECTROFISIOLÓGICAS

Molina Gasca Emmanuel, Olivera López Jorge Salvador, Zamora Pérez Gabriel Alejandro, Chairez Oria Jorge Isaac*1

1CINVESTAV-IPN, Av. Instituto Politécnico Nacional, Col. San Pedro Zacatenco, C.P 07360, México D.F., México, UPIBI - IPN Unidad Profesional Interdisciplinaria de Biotecnología., Av. Acueducto s/n, Barrio La Laguna, Col. Ticomán, México , D.F., C.P. 07340, [email protected], [email protected]

Introducción. El trabajo titulado “Diseño y construcción de un sistema de monitoreo inalámbrico de señales electro fisiológicas” trata en la adquisición, amplificación y tratamiento de una señal bioeléctrica, posteriormente digitalizada y enviada por diferentes protocolos de comunicación, entre ellos bluetooth, IEEE 802.15.4, RS232. Cuenta el sistema de monitoreo con una interfaz grafica, enlazada a una base de datos, para accesar e ingresar datos sobre el historial del paciente.

Metodología. Amplificación de los potenciales recogidos por los electrodos por medio de un amplificador de instrumentación, posterior filtraje simultaneo de todas las señales, digitalización por el microcontrolador PIC18F4550 y transferencia de datos por el modulo de comunicación serial asíncrono. Dependiendo el caso del tipo de comunicación se utilizó una programación distinta del microcontrolador para lograr establecer los parámetros de envío y recepción de datos. Esta información recibida en el ordenador es procesada por Matlab, y con el apoyo de una interfaz gráfica se logra el monitoreo y almacenamiento de los datos adquiridos con una apariencia amigable para el usuario.

Resultados. En base a la metodología planteada, con la aplicación del amplificador de instrumentación AD620 y filtros analógicos activos de segundo orden, se obtuvo la señal electrocardiográfica, esta se digitalizo y se envió satisfactoriamente por protocolo serial a la computadora, se envió también por protocolo bluetooth los datos provenientes de la digitalización de la señal electrocardiográfica, se realizo satisfactoriamente el envío de datos por medio del protocolo IEEE 802.15.4, se realizo el programa de reconstrucción de las señales electrofisiológicas en MatLab, se realizo una interfaz grafica que despliega tanto la realización del estudio en proceso como una ventana para accesar y añadir los datos de paciente sobre el que se realizará el estudio.

Conclusiones y perspectivas. La implementación del leguaje de programación BASIC fue en el sistema de monitoreo inalámbrico de señales electrofisiológicas, fue de suma importancia a lo largo de las diferentes etapas de desarrollo del proyecto ya que disminuyo la complejidad de la programación en comparación al lenguaje ensamblador, se logro crear un circuito con un diseño el cual puede ser adaptado fácilmente para la adecuación de diversas señales electrofisiológicas, La aplicación de la tecnología bluetooth en un equipo médico es bastante factible debido a la relativa facilidad para programar transmisiones con estos módulos y su popularidad en el mercad como equipos de telefonía celular, dispositivos tipo PDA.

mailto:[email protected]

mailto:[email protected]


9

Justificación

El avance tecnológico en los últimos años se ha desarrollado con gran velocidad tenido

una influencia directa en la vida diaria y oficios de las personas al apoyar, mejorar

procesos, optimizar tiempos, y facilitar las distintas actividades. Esto ha afectado a la

tecnología clínica en los diversos equipos médicos, al lograr implementarles nuevas

funciones con las que anteriormente no contaban, con esto los equipos médicos son

dispositivos que deben ser siempre funcionales porque en ellos recae la confianza de los

especialistas para lograr hacer un análisis correcto.

Las señales electrofisiológicas son un parámetro fundamental para determinar el estado

de un paciente ante cierto padecimiento y no sólo esto, estas señales son muy utilizadas,

para la investigación, como por ejemplo, el analizar su comportamiento y relacionarlas con

modelos matemáticos, también medir el funcionamiento de algún dispositivo como la

ortesis de algún miembro, ó el estudio de las fases del sueño y así, un sinfín de ejemplos.

El surgimiento de la tecnología inalámbrica ha sido muy útil en el intercambio de

información debido a su comodidad, y sencilla operación siendo esto la razón de su alta

concurrencia en todos los sistemas donde es posible su aplicación.

El presente trabajo se basa en implementar este tipo de tecnología inalámbrica, con la

finalidad de monitorear las señales electrofisiológicas utilizando diversas tecnologías

inalámbricas. De esta forma se aprovechan las prestaciones que ofrece cada una de

estas opciones, pudiendo visualizar las señales en tiempo real, como también consultar el

historial de los estudios obtenidos de los distintos pacientes. La visualización y consulta

se lleva a cabo en un ordenador bajo la ayuda del software Microsoft® Excel® y Matlab®,

además de contar con un controlador para poder utilizar un puerto serie en caso que el

ordenador que se esté utilizando no cuente con este tipo de conexión.

Se considera que este proyecto será de gran utilidad debido a que facilita

considerablemente el monitoreo de las señales electrofisiológicas por cuestiones de

comodidad, además que este seguimiento no es necesario estar siempre cercano al

monitor donde se estén observando estas señales.


10

Aportaciones

El desarrollo de un sistema de monitoreo de señales electrofisiológicas de manera

inalámbrica es el primer trabajo en la Unidad Profesional Interdisciplinaria de

Biotecnología que utiliza la transmisión de una señal digital de manera inalámbrica en

forma digital, abriendo así posibilidad de usar este tipo de tecnologías en aplicaciones de

otras áreas.

En este trabajo se diseño una base de datos en Matlab, con la aplicación de una interfaz

gráfica para que el usuario disponga de una herramienta atractiva en la cual pueda

consultar el historial de algún registro, crear un nuevo historial, y realizar nuevos estudios

sin tener perdida en la información.

Objetivos

Objetivo general

Diseñar y construir un sistema de monitoreo inalámbrico de señales electrofisiológicas de

fácil acceso y empleo, utilizando lenguaje de programación PIC-Basic y Matlab con la

finalidad de tener una visualización y tratamiento de la señal en tiempo real que aunado a

una base de datos crea un sistema integral de manejo de información clínica.

Objetivos particulares

-Investigar las características de las señales electrofisiológicas.

-Adquirir el conocimiento en programación PIC-Basic

-Adquirir señales electrofisiológicas por medio de un equipo de cómputo.

-Aplicar microcontroladores en la digitalización y transmisión de datos.

-Aplicar la tecnología bluetooth para transmisión de señales electrofisiológicas

-Aplicar los radios digi para transmisión de señales electrofisiológicas.

-Realizar una interfaz gráfica para el despliegue de resultados


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Introducción

Este trabajo es un informe sobre los resultados obtenidos, a partir del proyecto de

investigación titulado “DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN DE UN SISTEMA DE MONITOREO

INALÁMBRICO DE SEÑALES ELECTROFISIOLÓGICAS”. En este reporte se explican

detalladamente las diferentes etapas de la construcción del dispositivo, así como de los

resultados obtenidos y demás particularidades del proceso de diseño y construcción.

El sistema de monitoreo inalámbrico de señales electrofisiológicas, consta de varias

etapas, las cuales, se pueden agrupar en tres categorías principales: a) adecuación

analógica, b) adquisición digital y c) procesamiento y reconstrucción de la señal obtenida.

También cabe destacar la presencia de los circuitos de alimentación para todo el

dispositivo, los cuales aseguran la seguridad del paciente.

En la parte de adecuación analógica se tienen tres grupos funcionales de circuitos,

amplificación, aislamiento y filtraje. La parte de amplificación es fundamental para el

dispositivo, esta se encargara de recoger los biopotenciales presentes en la piel y

amplificarlos a un nivel aceptable para su posterior tratamiento; la etapa de aislamiento

servirá para proteger al paciente de las posibles descargas eléctricas que se pudieran

transmitir fortuitamente al paciente y causarle algún daño, además que permite separar de

manera física los circuitos. Adicionalmente se realizó un tratamiento analógico de la señal,

con la finalidad de darle más amplitud y de eliminar el ruido por medio de filtros analógicos

activos.

La adquisición de la señales se hace mediante un software desarrollado en el PIC. Con

este software también se realiza el envío de la señal hacia la computadora donde un

programa en MatLab se encarga de la reconstrucción de las señales, y su posterior

despliegue. Este software incluye una interfaz grafica donde se puede acceder y

almacenar los datos del paciente.


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Marco Teórico

Teoría de la membrana

La materia que constituye el organismo humano es una fuente potencial de energía

eléctrica, particularmente las células excitables de los tejidos muscular y nervioso.

De nuestro peso corporal, 70% corresponde a agua, dentro de este medio líquido se

encuentran en solución partículas minerales y proteínas cargadas eléctricamente.

Estos electrolitos (sodio, potasio magnesio, calcio, etc.) son de gran importancia debido a

que su migraciones provocan cambios en las células musculares, que están asociadas a

la formación de un campo eléctrico y a la generación de fenómenos que conocemos con

el nombre de ondas o grafoelementos.

Este tipo de asociación de las estructuras histicas con el campo eléctrico no es exclusivo

del corazón, otras estructuras también poseen potenciales de acción medibles. En el

cerebro, estas fuerzas surgen por la puesta en marcha de complicados procesos

bioquímicos, asociados a la actividad nerviosa, que nos han permitido conocer a fondo la

conciencia y su disolución fisiológica, así como sus alteraciones patológicas.

En el corazón, la actividad eléctrica está asociada a un trabajo mecánico de igual manera

que sucede en los otros músculos, mientras que en el cerebro no. Además el miocardio

tiene una propiedad que no tienen los demás músculos y este es su automatismo.

Las células miocárdicas en ambos lados de su membrana, tiene alineados iones positivos

y negativos, constituyendo dobletes o dipolos que se mantienen en estado de equilibrio.

Mientras la célula no es estimulada, la resistencia de dicha membrana impide el flujo de

iones a su través, esto es conocido como polarización.


13

Figura 1 Grafica que muestra Gráfica que muestra el potencial de acción de una célula o fibra muscular sincitial (del sistema de conducción cardiaca).

A. Obsérvese que el potencial de acción tiene un componente rápido positivo y un potencial de

reposo de -90 mV. La fase cero corresponde a la despolarización rápida. La fase 1 al inicio de

la repolarización, en la fase 2 hay cierto enlentecimiento de la repolarización que se hace

rápida en la fase 3. En la fase 4 se restituye el potencial de reposo.

B. Comparación de las curvas del potencial de acción y de un electrocardiograma de superficie.

Véase que el complejo QRS sigue a la fase cero del potencial de acción ventricular. El

segmento ST ocurre durante la fase 2 y la onda T corresponde a la fase 3. El intervalo TP

corresponde con la fase de repolarización diastólica.

Cuando la célula es excitada, se rompe el equilibrio mencionado, a causa, esencialmente,

de una brusca disminución de la resistencia de la membrana, y se inicia un flujo de cargas

en uno y otro sentido. Dicho flujo es posible gracias a la presencia de poros que permiten

un intercambio de las concentraciones iónicas a cada lado de la membrana (gradiente

electroquímico).


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Figura 2 Esquema del proceso de despolarización

El estimulo activador rompe el equilibrio existente a ambos lados de la membrana. Tiene lugar un

fenómeno de curso rápido que origina la onda de activación muscular. La zona excitada se torna

electronegativa. Fluye una corriente que se propaga como una onda cuya cabeza es positiva y cuya

cola es negativa. Dicha onda se inscribe como fuerza positiva cuando se le registra desde zonas hacia

las cuales progresa, y fuerza negativa en las regiones de las que se aleja.

La excitación de la célula tiene en su base un flujo de iones de sodio del exterior al interior

de la membrana, y una salida de potasio intracelular a los espacios extracelulares. Dicho

flujo aprovecha la conducción de la membrana, comienza a fluir una corriente, cuyo frente

está formado por cargas positivas. Tales cargas positivas son las que, al proyectarse

sobre un electrodo explorador, le imprimen un sentido positivo a la onda de excitación,

que a su vez, torna electronegativa la región de la que se aleja.

Cuando la totalidad de la fibra está excitada, este proceso termina. Hemos asistido a la

culminación del fenómeno de despolarización, llamado también de activación de la fibra

muscular.


15

Figura 3 Esquema del proceso de repolarizacion

Completada la excitación en la totalidad de la fibra muscular, tiene lugar un fenómeno mediante el cual

las cargas recuperan el estado de equilibrio primitivo.

Teóricamente al menos, al terminar el proceso de despolarización se inicia de inmediato

un nuevo fenómeno, por el que las cargas tienden a recuperar el estado inicial, el que

prevalecía durante el reposo. Esta vez, un nuevo flujo de iones, a través de la membrana,

devuelve potasio al interior de la célula y sodio al exterior, hasta que se recupera el

equilibrio metabólico y se restablecen las condiciones previas a la excitación. Esta fase es

llamada repolarización (Figura 1).

Figura 4 Síntesis esquemática del proceso de repolarización y despolarización.

Se muestra una síntesis esquemática de ambos procesos (despolarización y repolarización) desde el estado de reposo previo a la excitación, hasta que termina el proceso de recuperación. Obsérvese que el primer fenómeno es siempre positivo y el segundo negativo.

En el caso del corazón, la despolarización provoca la aparición de ondas que, en su

conjunto, forman el llamado complejo ventricular QRS. Terminado dicho proceso, se


16

inicia la repolarización y su expresión es una nueva sucesión de ondas integradoras de

otro complejo, el llamado ST-T.

Si ambos procesos tuvieran lugar en una fibra muscular esquelética, la despolarización y

su contrapartida, la repolarización, tendrán que generar ondas de sentido opuesto, ya que

los dos procesos comenzarían y terminarían en el mismo punto, es decir, que las zonas

que primero se despolarizan, son, o deben ser, las que primero se repolarizan. Sin

embargo, en el miocardio no sucede así, la onda de repolarización no es negativa sino

positiva. Analizando el acontecimiento, el miocardio no es homogéneo y uniforme, sino

una acumulación de millones de fibras, cuya disposición anatómica es variable, siendo

también distintas las condiciones de trabajo (hemodinámicas) a que están sometidas las

mismas, según su ubicación esté próxima al endocardio o al epicardio.

Figura 5 Despolarización de la fibfra muscular estriada

Esquema del proceso de despolarización de una fibra muscular estriada. Vemos que tanto la

despolarización como la repolarización tienen el mismo sentido.

Figura 6 Esquema de despolarización y repolarización de una fibra miocardica.

Ambos efectúan en sentido opuesto, de modo que la repolarización comienza en las regiones

donde terminar la despolarización.


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Sensores

Para realizar las mediciones de las señales electrofisiológicas es necesario utilizar un tipo

de sensor con la finalidad de obtener un voltaje que amplificar y así, hacer la transmisión

de información por diferentes modos.

Para la realización de estudios electrofisiológicos se utilizan los electrodos, existen de

varios tipos.

-Macroeléctrodos o electrodos superficiales

-Electrodos transcutáneos y percutáneos.

-Microeléctrodos.

Los primeros son fáciles de utilizar, existen de placa, disco, desechables, electrodo de

succión, flotante, con adhesivo conductor, y electrodo seco. Se recomienda utilizar con

alguna pasta electrolítica húmeda, esto para obtener una mejor conducción de la señal.

Elegimos los electrodos desechables debido a que son sencillos de conseguir, de colocar

además que con ellos obtuvimos los resultados deseados de la señal.

Anatomía del corazón

El corazón es el órgano principal del sistema circulatorio, localizado en el tórax levemente

a la izquierda del esternón y conformado por músculos especializados que suministran la

fuerza motriz para impulsar la sangre a través del organismo. Se compone de dos

cavidades superiores llamadas aurículas y dos inferiores denominadas ventrículos,

separadas por una pared muscular denominada tabique. El flujo sanguíneo se controla

por medio de cuatro válvulas: Tricúspide, Mitral, Pulmonar y Aórtica, las cuales, se

encargan de permitir el paso de la sangre entre las cavidades al interior y al exterior del

corazón.


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Figura 7 Anatomía interna del corazón

Datos anatómicos

Nodo sinusal o de Keith-Flack. Es un acumulo de miofibrillas, rico en tejió colágeno,

situado en la aurícula derecha, vecino a la desembocadura de la vena cava superior. En

él se origina la excitación normal del miocardio, de donde se deriva el nombre de ritmo

sinusal para dicho marcapasos.

Figura 8 Esquema del sistema de conducción cardiaca

Esquema del sistema de conducción cardiaca, que muestra la totalidad del sistema desde el nodo

sinusal de Keith-Flack hasta las arborizaciones de Purkinje. Nótese las vías que unen a ambas

aurículas así como los puentes anatómicos o haces internodales que discurren desde el nodo sinusal

hasta el nodo auriculoventricular. Aparecen también las ramas derecha e izquierda del haz de His, así

como los dos fascículos en que se subdivide la rama izquierda.


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Nodo auricoloventricular (AV). Está situado, en la aurícula derecha, en posición más

caudal, es decir, más próxima al tabique interventricular. Este nodo forma parte de un

sistema anatómico llamado zona de la unión. Esta zona, está ntegrada por varias formas

anatómicas, resumidas en:

-Regiones auriculares adyacentes al nodo AV.

-El propio nodo AV.

-El haz o fascículo de His.

-Las porciones de los tres fascículos de dicho haz: rama derecha, fascículo anterior de la

rama izquierda y fascículo posterior de la rama izquierda.

Haces internodales. Los impulsos en el miocardio auricular, se desplazan en varias

direcciones y lo hacen con rapidez. Ha sido demostrada la existencia de por lo menos tres

vías de tejido de conducción que establecen un puente anatomofuncional entre los nodos

sinusal y auriculovenricular. Son los haces internodales anterior, medio y posterior. La

conduccion esta garantizada mediante los tres haces, de los que están bien descritos los

de Bachmann y Wenckenbach.

Haz de His. Es una prolongación del nodo AV; se encuentra situado en la porción

muscular del tabique interventricular. Recibe su vascularización de la arteria coronaria

izquierda.

Rama izquierda del haz de His. Es el resultado de la bifurcación del haz de His, y se dirige

al ventrículo izquierdo.

Fascículos anterior y posterior de la rama izquierda. Esta rama izquierda se bifurca, casi

de inmediato, en dos fascículos: anterior y posterior que, en apariencia, ya desde el haz

de His, tienen delimitadas las fibras para cada fascículo. El fascículo anterior, el que

mayor trauma hemodinámica sufre es más largo y delgado que el fascículo posterior.

Ambos terminan insertándose en los músculos papilares anterior y posterior del ventrículo

izquierdo. Los dos fascículos reciben sangre de ambas arterias coronarias.


20

Rama derecha del haz de His. Se dirige al ventrículo derecho y termina también en los

músculos papilares. Aparece como una continuación del haz de His, después que se ha

desprendido la rama izquierda. Es irrigada por la arteria coronaria izquierda; raras veces

recibe irrigación de ambas arterias coronarias.

Red de Purkinje. Forma una malla tupida que invade las paredes ventriculares y termina

confundiéndose con las fibras miocárdicas donde se asienta. La disposición anatómica del

sistema de conducción cardiaca es fundamental para entender la morfogénesis de las

ondas del electrocardiograma.

La disposición anatómica del sistema de conducción cardiaca es fundamental para

entender la morfogénesis de las ondas del electrocardiograma.

Para hacer un resumen en cuanto a la disposición del sistema de conducción cardiaca,

podemos decir que se orienta en dirección cefalocaudal, de derecha a izquierda, y sobre

todo, de endocardio a epicardio. Sus fibras ventriculares comienzan debajo del

endocardio y avanzan hacia las regiones subepicárdica. Por una ley bioeléctrica

fundamental, las regiones primeramente excitadas se tornan electronegativas (las más

próximas a las cavidades ventriculares), y las fibras subepicárdicas son las últimas en

excitarse, lo que determina el progreso de la onda de excitación de adentro hacia afuera.

Siguiendo el recorrido de la onda de excitación desde otra dimensión, observamos otro

dato esencial: comienza en regiones altas y progresa en sentido cefalocaudal, es decir, de

arriba hacia abajo, hacia la región de la punta. Ese trayecto, desde las regiones altas

hacia las bajas, de base a punta, se relaciona con otra característica: el corazón está

inclinado dentro del tórax hacia la izquierda y el punto activador comienza en regiones

situadas hacia la derecha. De esas tres características del sistema de conducción

cardiaca resulta una línea imaginaria que se desplaza de adentro hacia afuera, de arriba

hacia abajo y de derecha a izquierda. Con semejante base anatómica se explica

fácilmente que la línea de fuerza que representa la excitación miocárdica se aleje del

brazo derecho (polo negativo), y se aproxime al brazo izquierdo y pierna izquierda (polos

positivos). Por las mismas razones, dicha línea de fuerza se aleja de las cavidades

ventriculares (marcha de endocardio a epicardio) y se acerca a las regiones

subepicárdicas. Estos hechos esenciales están en la base de la teoría de Einthoven, y

nos permiten considerar al corazón como un campo eléctrico que siguen una trayectoria


21

fija, que, en términos generales, siempre se alejan de su sitio de origen (nodo sinusal) y

marchan hacia las regiones apicales: de base a la punta.

En un ciclo cardíaco normal la actividad auricular se inscribe antes que la ventricular. La

despolarización auricular se representa por la onda P, y la repolarización por la onda T,

pero habitualmente ésta no se inscribe porque está oculta en el complejo ventricular o es

de muy baja amplitud. Luego se inscribe el segmento PR en el que no se detecta

actividad eléctrica y se define como línea isoeléctrica. El intervalo desde el inicio de la

onda P al complejo QRS (PR) representa el tiempo desde el inicio de la activación

auricular a la activación ventricular. La despolarización ventricular es representada por el

complejo QRS, que es el componente de mayor amplitud en el ECG. El término del

complejo QRS se denomina" punto J" y da inicio al segmento ST (período en que los

ventrículos aún están despolarizados), que separa el complejo QRS con la onda T; esta

última corresponde a la repolarización ventricular. Posterior a la onda T suele inscribirse

una pequeña onda de origen aún no definido, denominada onda U. El intervalo desde el

inicio de la activación ventricular al término de la repolarización se denomina intervalo QT.

Finalmente hay otra línea isoeléctrica entre el final de la onda T o U y la onda P.

A frecuencias bajas y en personas normales los segmentos PR y TP muestran claramente

la línea isoeléctrica, la que se considera como basal para medir la amplitud de las ondas o

deflexiones.

Con frecuencias rápidas el segmento TP desaparece ya que la onda T generalmente se

fusiona con la onda P.

Valores Normales de algunos componentes del ECG en adultos:

Onda P: <120ms;

Intervalo PR: 120-200ms;

Complejo QRS: <120ms; Intervalo

QTc: <440-460ms


22

Ondas, intervalos y segmentos del electrocardiograma

Onda P. - Es la deflexión producida por la despolarización auricular, onda redondeada

con una amplitud normal no mayor de 0.25 mV y una duración entre 60 y 100 ms. El eje

de una onda P en el plano frontal bajo condiciones normales está entre 30 y 60º, por lo

cual es positiva en las derivaciones DI, DII y aVF, y es negativa en aVR. En aVL y DIII, la

onda P puede ser positiva en ambas o positiva en una e isobifásica en la otra. En las

derivaciones precordiales derechas esta onda es bifásica aun cuando puede ser positiva

solamente.

Intervalo PR (PQ). - Se denomina así al intervalo desde el inicio de la onda P al comienzo

del complejo QRS cualquiera que sea su primera deflexión, suele ser isoeléctrico. En los

adultos su valor normal va entre 120 y 200 ms. Es reflejo del tiempo de conducción

auriculoventricular (AV) que incluye el retardo fisiológico a través del nodo AV. Su

duración disminuye con el aumento de la frecuencia cardiaca.

Complejo QRS. - Corresponde a la activación ventricular. En adultos su intervalo normal

va entre 60 y 100 ms. La rotulación de las deflexiones que corresponde a los complejos

QRS es arbitraria quedando establecida así:

Figura 9 Señal electrocardiográfica.

Señal electrocardiográfica

Onda Q: deflexión negativa no precedida por deflexión positiva.


23

Onda R: primera deflexión positiva del complejo.

Onda S: primera deflexión negativa después de una primera deflexión positiva.

Onda R’: deflexión positiva después de la onda S.

Onda S’: deflexión negativa después de la onda R’.

Onda QS (Complejo QS): cuando el complejo posee una deflexión negativa

monofásica.

En las derivaciones del plano frontal la polaridad de los complejos varía de acuerdo a la

posición anatómica del corazón; y en las derivaciones precordiales hay un progresivo

crecimiento de la onda R desde V1 a V6 y una disminución del voltaje de la onda S. La

transición ocurre habitualmente entre V3 y V4. Lo patrones normales de las deflexiones

del complejo QRS puede variar de forma sin que represente alguna anormalidad.

Segmento ST Comprende desde el fin del complejo QRS (punto J) hasta el inicio de la

onda T. Se debe tener en cuenta su relación con la línea de base, ya que con respecto a

esta puede estar supradesnivelado, infradesnivelado o ser isoeléctrico. Tiene valor

patológico si hay desniveles mayores a 1 mm. El punto J, corresponde a la unión entre el

fin de la onda S y el inicio del segmento ST. Debido a que no hay mayor cambio de

potencial durante esta fase, el segmento ST suele ser isoeléctrico en los

electrocardiogramas normales.

Onda T Corresponde con la repolarización ventricular y aparece al final del segmento ST.

Su polaridad suele ser positiva en todas las derivaciones excepto en aVR y

ocasionalmente en DIII. La forma de la onda T es redondeada pero asimétrica, por lo

general la rama ascendente de la T suele ser de inscripción lenta mientras que la


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descendente busca la isoeléctrica de forma rápida. La amplitud de la onda T es bastante

variable de unas a otras derivaciones, aunque nunca debe exceder de 0.6 mV.

Intervalo QT El intervalo QT se mide desde el comienzo del complejo QRS hasta el final

de la onda T, se relaciona, dentro de ciertos límites con la duración de la despolarización

y de la repolarización. El intervalo QT a veces no indica con precisión el tiempo de

recuperación de los ventrículos, su duración habitualmente es de 0.38 a 0.44 s. Sin

embargo, varía de acuerdo a la frecuencia cardiaca. Bazett propuso una fórmula que

permite calcular el intervalo QT corregido en cuanto a la frecuencia cardíaca:

Onda U Es una deflexión de bajo voltaje usualmente positiva que aparece después de la

onda T o antes de una onda P. Muestra la misma dirección de la onda T en una

derivación particular y es el 10% de su amplitud. Es más fácil identificarla en sus

derivaciones precordiales (V2 o V3), donde su amplitud puede llegar a 0.2 mV y con

frecuencias cardíacas bajas. La onda U negativa es anormal.

Derivaciones electrocardiográficas

El electrocardiograma consta de 12 derivaciones, que son el resultado de la exploración

indirecta del corazón desde distintos planos con la finalidad de estudiar el corazón

tomando en cuenta diversas referencias.

Las derivaciones estándares o clásicas se basan en una concepción de la bipolaridad,

debido a este hecho se les llama también derivaciones bipolares y se conocen con los

nombres de DI, DII y DIII.

Con posterioridad, surgieron las derivaciones unipolares de miembros, originadas de los

potenciales proyectados sobre ambos brazos y la pierna izquierda, se les conoce con los

nombres de aVR, aVL y aVF. Por último, aparecieron las otras derivaciones precordiales


25

que se denominan V1, V2, V3, V4, V5 y V6, también unipolares, que completan la

exploración del corazón desde los planos anteriores, laterales, posteriores y cuya utilidad

en el diagnostico es decisiva.

Derivaciones estándar de Einthoven DI, DII y DIII

Einthoven pensando al corazón como un generador de corriente y el cuerpo como un

conductor, podría construirse imaginariamente un triángulo, formado por las raíces de los

miembros, sobre cuyos lados se proyectarían las fuerzas eléctricas emanadas del

músculo cardiaco. Dado que el corazón se inclina dentro del pecho hacia la izquierda, y

como los brazos y piernas son prolongaciones de sus respectivas raíces, en la práctica

empleamos los miembros superiores y el inferior izquierdo para construir el triángulo.

Las tres derivaciones de Einthoven tienen su fundamento bioeléctrico en la teoría del

dipolo. Tomando en cuenta la onda de excitación marcha de base a punta y, al

aproximarse al brazo izquierdo y la pierna izquierda, los convierte en polos positivos.

Teniendo ya constituidos los dos polos del dipolo, las tres derivaciones de Einthoven se

integran de la siguiente manera:

DI Brazo izquierdo menos brazo derecho.

DII Pierna izquierda menos brazo derecho.

DIII Pierna izquierda menos brazo izquierdo.


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Figura 10 Esquema del triángulo de Einthoven

Esquema del triángulo de Einthoven, constituido por las raíces de los miembros superiores y la región

pubiana. En la práctica se emplean los antebrazos y la pierna izquierda, ya que el cuerpo humano es

buen conductor eléctrico y los puntos convencionales son prolongaciones de los puntos teóricos.

Las derivaciones estándares tienen inconvenientes y limitaciones de gran importancia,

tales como los siguientes:

Están integradas en un plano frontal y son útiles para los potenciales proyectados en ese

plano. A su registro escapan todas las fuerzas emergentes de la activación muscular cuya

dirección y sentido sea otro. Por el hecho de simbolizar la diferencia de potenciales entre

2 puntos distintos, la resultante no representa más que una resta de fuerzas, y es por

tanto una mixtura. Tiene un valor muy limitado para diagnosticar, diferencialmente, el lado

izquierdo del derecho en las hipertrofias ventriculares y en los bloqueos de rama.

Su importancia, sin embargo, es fundamental, en lo concerniente a precisar.

-El ritmo cardiaco.

-La posición del corazón.

-Las medida de de las ondas, intervalos y segmentos, sobre todo en DII.

-El diagnóstico positivo y diferencial de las arritmias.

-La frecuencia cardiaca.


27

Tienen un valor relativo para el diagnóstico del infarto del miocardio, ya que pueden

presentar signos de tejido muerto en personas sanas. En este tipo de registros, por

razones idiomáticas, se deben emplear términos distintos a los de los brazos y piernas, y

siempre se identificarán loas ángulos del triángulo con las iníciales de las palabras

inglesas right (derecho), left (izquierdo) y feet (pierna), anteponiendo las iníciales aV de

las palabras aumentada y vector, que se emplean como representación gráfica de las

fuerzas eléctricas que se registran.

Con esta nomenclatura las derivaciones estándares que quedan integradas como sigue:

DI es igual a aVL menos aVR (brazo izquierdo menos brazo derecho)

DII es igual a aVF menos AVR (pierna izquierda menos brazo derecho)

DIII es igual a aVF menos aVL (pierna izquierda menos brazo izquierdo).

Derivaciones unipolares de miembros aVR, aVL y aVF

La característica general de las tres derivaciones unipolares de miembros es su obtención

a partir de un electrodo explorador, que tiene como polo contrario un potencial que no es

exactamente igual, pero que se aproxima mucho a esa magnitud, por lo que su fuerza es

desdeñable. Considerando que estas derivaciones son esenciales para determinar la

posición del corazón, fundamentalmente, las posiciones intermedia, horizontal y vertical.


28

Figura 11 Esquema de las derivaciones unipolares

Esquema de las derivaciones potenciales de miembros aVR, aVL y aVF. En aVR el electrodo

explorador recibe y registra potenciales electronegativos originados en la base del corazón y en las

cavidades ventriculares. En aVL y aVF se registran potenciales emanados de las paredes

ventriculares, cuya morfología depende de la posición anatómica del corazón. En un corazón

promedio normal el brazo izquierdo (aVL) capta los potenciales de la pared lateral del ventrículo

izquierdo, y la pierna izquierda recibe los potenciales de la cara diafragmática del corazón.

Derivaciones unipolares precordiales ó derivaciones torácicas

Son seis y deben su nombre a la posición o sitio donde colocamos el electrodo

explorador, y van desde V1 hasta V6. Son las derivaciones empleadas para precisar con

exactitud los trastornos miocárdicos del lado izquierdo y del lado derecho y distinguir las

lesiones de la pared anterior y de la pared posterior. Estas seis derivaciones permiten el

registro de potenciales que escapan a las seis derivaciones anteriormente explicadas,

abarcan el tórax, partiendo de su lado derecho y hasta llegar a la línea axilar media, esto

es, rodean al corazón a manera de un semicírculo.


29

Figura 12 Colocación de electrodos para derivaciones precordiales

El electrodo explorador se sitúa en 6 puntos de la región anterior y lateral de la pared torácica, que

configuran un semicírculo que abarca ambas paredes ventriculares.

Se designan por la letra V y un número el cual representa la posición del electrodo

explorador.

V1: El electrodo explorador se sitúa en el cuarto espacio intercostal derecho, junto al

borde esternal. Recoge potenciales de las aurículas, sobre todo de la derecha, que es

anterior y subyacente, y de una pequeña parte del tabique interventricular y la pared

anterior del ventrículo derecho. Su grafoelemento ventricular está constituido por una

pequeña onda inicial positiva, y de inmediato se registra después una onda fuertemente

negativa. La positividad inicial se debe en su mayor parte a la activación de la pared

ventricular derecha. Su sector terminal, fuertemente electronegativo, es originado por

activación de la pared ventricular izquierda, que es muy gruesa, situada en una posición

posterior con respecto al plano anterior y al ventrículo derecho; esta negatividad suele ser

de 3 veces a 4 veces mayor que la positividad inicial, debido a que la pared ventricular

izquierda es mucho más gruesa que la derecha. La positividad de una onda y la

negatividad de la otra está determinada por el sentido en que se activan ambos

ventrículos: endocardio a epicardio.

El ventrículo derecho se acerca al electrodo explorador; por el contrario, la onda de

activación del ventrículo izquierdo se aleja del electrodo ubicado en la pared torácica

anterior.


30

El V2 el electrodo se sitúa también a la altura del cuarto, espacio intercostal, pero del lado

izquierdo del esternón, justamente encima de la pared ventricular derecha, cuyos

potenciales se registran con mayor fuerza que en V1 en razón del mayor grosor de dicha

pared presenta a ese nivel, lo que determina la positividad inicial sea ligeramente mayor

que en V1. Inmediatamente después se inscribe al igual que en V1, una fuerza

intensamente negativa, originada por la activación ventricular izquierda. Vale para V2 el

mismo fenómeno que para V1, en cuanto al sentido en que se desplaza la onda de

excitación.

En V3 el electrodo explorador se sitúa en un punto equidistante de V2 y de la próxima

derivación, V4. Dicho electrodo se encuentra teóricamente situado sobre el tabique

interventricular, lo que hace de ella una derivación transicional entre las estructuras

miocárdicas izquierdas y derechas. A esa eventualidad deben su morfología sus

grafoelementos, que muestran fuerzas positivas y negativas equipotenciales, es decir,

iguales o casi iguales. Es importante advertir que al examinar un electrocardiograma

debemos comprobar si se guarda esa relación, ya que las hipertrofias ventriculares

tienden a desplazar esa relación por la rotación que experimenta el ventrículo

hipertrofiado.

En V4 el electrodo explorador se sitúa en la región de la punta del ventrículo izquierdo, en

el quinto espacio intercostal izquierdo y a nivel de la línea medioclavicular. En esta región

es precisamente donde mayor grosor muestra el ventrículo izquierdo, y su activación

origina una onda fuertemente positiva. Véase que al ubicarnos en un plano suprayadcente

al ventrículo izquierdo, los potenciales eléctricos se tornan muy positivos porque su onda

de activación se aproxima al electrodo explorador. Es esencial percatarnos que esa fuerza

ahora intensamente positiva, es la misma que, cuando se explora desde posiciones

torácicas anteriores (V1 y V2), originaba una fuerte negatividad. Su signo ha cambiado

simplemente porque ha variado el sitio desde el cual registramos y observamos. Ese es

un dato fundamental un en electrocardiografía: las ondas no son positivas o negativas

porque se originen en uno u otro ventrículo, sino porque la exploración se hace desde

puntos distintos.

Existen en presencia de dextrocardias y en muy raras ocasiones en hipertrofias

ventriculares derechas, que han provocado una dextrorrotación muy severa, pueden

situarse electrodos en la pared torácica anterior derecha.


31

Con dichas posiciones se obtienen las derivaciones V3, V4, V5, V6 que, para identificar su

procedencia derecha, llevan siempre la letra minúscula d: V3d, V4d, V5d y V6d.

Figura 13 Esquema de otras derivaciones

Derivaciones torácicas derechas. El electrodo explorador se sitúa en regiones situadas a la derecha

del esternón. Estos puntos de referencia son útiles en el diagnóstico de las dextrocardias. LAA, línea

axilar anterior, LMA, línea media axilar y LMC, línea medio clavicular.

Excepcionalmente en algunas ocasiones es posible introducirse un catéter con un

electrodo al conducto esofágico o a las propias cavidades del corazón (derivaciones

esofágicas y derivaciones intracavitarias).

Electromiografía

Fundamento fisiológico celular

En el músculo podemos distinguir dos tipos de unidades, las anatómicas y las funcionales.

La unidad anatómica es la llamada fibra muscular y la unidad funcional es la unidad

motora. Una unidad motora es un grupo de fibras musculares inervado por una única

motoneurona de la médula espinal o de un núcleo motor del tallo cerebral. Este concepto

fue introducido por Liddell y Sherrington y comprende una motoneurona, su axón, las

ramificaciones de éste y el conjunto de fibras musculares sobre los que estos hacen

contacto sináptico. Si la motoneurona sufre una despolarización, ésta recorre todo el axón

hasta las terminaciones sinápticas y provoca la despolarización, casi sincrónica, en todo

el conjunto de fibras musculares de la unidad motora.


32

La unidad contráctil de la musculatura del esqueleto es la fibra muscular, que es una

célula cilíndrica de unos 50 pm de diámetro, que al ser estimulada se contrae

desarrollando fuerza. Un músculo consiste en haces paralelos de fibras musculares. La

activación de cada fibra muscular se hace a través del axón de la fibra nerviosa motriz

que la inerva. Según la posición y la función del músculo, el número de fibras musculares

inervadas por un mismo axón puede variar entre uno o más de mil. El conjunto formado

por la célula nerviosa motriz en la espina dorsal, su axón y las fibras musculares que éste

inerva constituye la unidad funcional básica del sistema muscular y se conoce por unidad

motora –UM–. (Figura 14)

Figura 14 Diagrama de una unidad motora

Cuando el potencial de acción del nervio alcanza el punto en el que éste se une con el

músculo, se libera una cierta cantidad de un transmisor químico (la acetilcolina) que

origina la despolarización local de la membrana de la fibra muscular. El transmisor es

rápidamente neutralizado por una sustancia denominada estereato de acetilcolina,

quedando la unión mioneuronal libre para una nueva excitación. Al potencial complejo que

originan las fibras de una UM se le conoce por potencial de la unidad motriz (PUM) y es la

suma de los potenciales de acción de las distintas fibras de la UM (potenciales de acción

cuasi-sincrónicos en UM normales).

Con todo esto, un músculo puede considerarse como un conjunto de unidades motoras

dispuestas en paralelo, entre las cuales se encuentran otras fibras musculares

modificadas llamadas Husos Musculares que contienen elementos sensoriales que

perciben las tracciones en el músculo y sirven para el servocontrol de la posición del

músculo (Figura 15).


33

Figura 15 Segmento de un haz de fibrillas musculares mostrando un huso con la terminación sensitiva

El significado de una orden de excitación dirigida a un músculo es que un número mayor o

menor de unidades motoras recibirán una orden de despolarización. Una orden motora

puede ser mínima, si solo ordena actividad a una única unidad motora, o máxima, si

ordena la contracción completa del músculo. La actividad de una unidad motora es el

elemento individualizable mínimo de la contracción muscular. En el electromiograma

(EMG) se registra la actividad del músculo y en él se puede distinguir la activación de sus

unidades motoras, las variaciones características de estas activaciones y las relaciones

de unas unidades con otras. Se comprende que el número de fibras musculares que

contiene cada unidad motora determina la finura o la delicadeza de los movimientos que

puede ejecutar. Este número de unidades recibe el nombre de «tasa de inervación» y

cuanto menor sea (es decir, muchas motoneuronas y pocas fibras musculares) más

flexibilidad motora tendrá el músculo. Por lo tanto, La fuerza de la contracción muscular se

gradúa controlando el número de axones que se estimulan y la frecuencia de cada axón.

Cada unidad motora ocupa un territorio en el cual es posible registrar su actividad. Este

territorio es algo mayor que el que físicamente ocupa sus fibras. De hecho, las unidades

no se agavillan unas junto a otras, ni hay una frontera definida entre ellas; por el contrario,

sus fibras o grupos de fibras se entrelazan con las de unidades vecinas de tal forma que

en una reducida sección transversal de músculo conviven varias unidades motoras. En

líneas generales, se puede afirmar que una unidad motora de un miembro superior se

corresponde con un área de unos 5-7 mm de radio. En los miembros inferiores son 7-10

mm. Estos valores se han obtenido por medios electrofisiológicos.


34

Potenciales características en EMG

Pueden ser debidos a la actividad voluntaria o a la espontánea Dentro de la actividad

voluntaria, los potenciales de unidad motriz (PUM) son el objeto principal de estudio.

Consisten en la suma de distintos potenciales de acción de grupos de fibras musculares

que se están contrayendo casi sincronizadamente. Pueden ser monofásicos, bifásicos o

trifásicos y, en ocasiones, polifásicos con cinco o más fases. Su duración está

comprendida entre 2 y 15 ms y su amplitud entre 100 pV y 2 mV, aunque estas

magnitudes dependen mucho del tipo de electrodos empleado y del músculo considerado

(número de fibras de la UM) (Figura 16a)

La forma y las dimensiones de los PUM pueden modificarse en gran medida en sujetos

enfermos: por ejemplo, en algunas nefropatías periféricas la duración de los PUM

aumenta, así como su número de fases (Figura 16b). El registro de los PUM se suele

realizar contrayendo débilmente el músculo en observación. Si la contracción se hace

mucho más intensa, se obtiene lo que se conoce por patrón de interferencia: los PUM se

superponen siendo difícil distinguir sus características individuales. El aspecto del registro

se muestra en la Figura 17. Los PUM y el patrón de interferencia constituyen los registros

principales de la actividad voluntaria.

Figura 16 Potenciales de inserción (a) y fibrilación (b) en un músculo parcialmente denervado


35

Figura 17 a) PUM de un sujeto normal; b) PUM polifásicos en una neuropatía periférica; c) PUM de

Electromiograma normal

La inserción del electrodo y posterior registro en el interior de la masa muscular permite

observar en el osciloscopio breves descargas de pequeños potenciales, que persisten

algo más que el movimiento de implantación, y cuyo origen probable es la irritación

mecánica de las fibras musculares por el desplazamiento de la aguja. Una vez disipadas

las ráfagas de inserción y estando el músculo en completa relajación, no hay que

observar registro de ninguna actividad en un electromiograma normal, visualizándose

solamente la línea base. Es decir, cuando el músculo se encuentra en reposo no se

registra ninguna actividad en el EMG. Si en estas condiciones se lleva a cabo una

contracción débil por parte del músculo, se visualizará en el osciloscopio un reducido


36

número de potenciales de unidad motora, siendo cada una de ellas fácilmente discernible

de las demás, y existiendo entre ellas amplios segmentos de línea base.

Estamos en actividad de Patrón simple. Si aumentamos la fuerza de contracción se

incorporan nuevos potenciales que densifican el trazado, siendo ya escasos los trechos

netos con línea de base discernible. Estamos en,: el Trazado intermedio. Si la contracción

llega a ser máxima desaparecerá por completo la línea de base y se habrá conseguido el

Patrón de interferencia (Figura 18).

Figura 18 Patrones de actividad en la contracción progresiva muscular. a. Patrón simple; b. Patrón

Habrá que tener en cuenta que el patrón interferencial depende de varios factores

además de la intensidad de contracción. En algunos músculos, como los gemelos, es

difícil conseguir un patrón interferencial tan bien integrado como en el tibial anterior.

Asimismo el tipo de contracción isométrica o isotónica juega un papel importante. Por

tanto, la valoración del patrón interferencial constituye una variable influida por muchos

factores y que debe considerarse en el momento de instar el balance definitivo.

Electrooculograma

Consiste en detectar la diferencia de potencial que se genera alrededor del ojo cuando

este se mueve, debido a la colocación de electrodos cerca de los músculos oculares.. La

posibilidad de emplear los oculogramas como herramienta para ayudar a los médicos a

deducir patologías que afectan el correcto trabajo del ojo.


37

Las posibles aplicaciones varían desde emplear los oculogramas para accionar

herramientas con el movimiento de los ojos hasta ayudar a un piloto a ubicar su objetivo

con solo mirar al mismo. Para capturar esta señal se ocupa al igual que las otras señales

electrofisiológicas electrodos de superficie, colocados en la parte superior e inferior de la

órbita, esto funciona para determinar el movimiento vertical y colocando electrodos en la

zona lateral de los ojos se adquiere el movimiento horizontal.

Esta señal se obtiene por medio de los electrodos, esta señal se encuentra en el orden de

los milivoltios y tiene una frecuencia que varía entre 1 y 40 Hz.

Figura 19 Distribución de los electrodos para toma del EOG.

En la Figura 19 para tomar el movimiento vertical de los ojos se utilizan los electrodos B-

C, mientras que para obtener el electrooculograma de los movimientos horizontales se

utilizan los electrodos D-E. El electrodo marcado con la letra A sirve como referencia y

puede ir en la frente o en la parte posterior del lóbulo de la oreja.

Movimientos oculares

Existen cuatro tipos de movimientos oculares, cada uno controlado por un sistema neural

distinto pero que comparten la misma vía final común, las neuronas motoras que llegan a

los músculos extraoculares.

1. Los movimientos sacádicos: movimientos súbitos y enérgicos de tipo

espasmódico, ocurren cuando la mirada cambia de un objeto a otro. Colocan

nuevos objetos de interés en la fóvea y disminuyen la adaptación en la vía visual,


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que podría ocurrir si la mirada se fijara en un solo objeto por períodos

prolongados.

2. Los movimientos suaves de persecución (de búsqueda): movimientos oculares de

seguimiento que se producen cuando se observa un objeto en movimiento.

3. Los movimientos vestibulares (movimientos de ajuste): ocurren como respuesta a

estímulos iniciados en los conductos semicirculares, para mantener la fijación

visual mientras se mueve la cabeza.

4. Los movimientos de convergencia: aproximan los ejes visuales entre sí cuando se

enfoca la atención en objetos cercanos al observador.

Aún cuando una persona se fije en un objeto estacionario, sus ojos no están inmóviles,

sino que exhiben muy pequeños movimientos involuntarios. Hay tres tipos de movimientos

involuntarios: vibración, saltos lentos y golpeteos.

1. Vibración: una serie de pequeñas vibraciones de los ojos entre 30-80 Hz (ciclos/s).

2. Saltos lentos: movimientos involuntarios que resultan en movimiento de saltos de

los ojos; estos saltos significan que aunque los objetos estén estacionarios, la

imagen salta a través de la fóvea.

3. Movimientos de golpeteo (microsacádicos): como la imagen salta en el extremo de

la fóvea, el tercer mecanismo involuntario causa un reflejo de salto del globo

ocular de tal manera que la imagen es proyectada nuevamente hacia la fóvea.

Microcontrolador PIC 18F4550

Se le llama microcontrolador al conjunto de microprocesador electrónico que tiene

incorporados otros elementos básicos para ejecutar un programa, como son la memoria y

los puertos, siendo estas últimas entradas y salidas de datos utilizados para que el mismo

se comunique de alguna manera con el exterior.

Todos los PIC están basados en la arquitectura Harvard, con memorias de programa y de

datos separadas. Como en la mayoría de los microcontroladores, la memoria de programa

está organizada en palabras de 12, 14 ó 16 bits mientras que la memoria de datos está

compuesta por registros de 8 bits. El acceso a los diversos dispositivos de entrada y

salida se realiza a través de algunos registros de la memoria de datos, denominados

registros de funciones especiales. Muchos microcontroladores PIC cuentan con una cierta

cantidad de memoria EEPROM para el almacenamiento no volátil de datos. Los PIC son


39

microcontroladores RISC que cuentan con un pequeño número de instrucciones: entre 33

y 77. Todas las instrucciones son del mismo tamaño; una palabra de 12, 14 o 16 bits.

Los microcontroladores PIC cuentan con una amplia gama de dispositivos de entrada y

salida. Disponen de puertos paralelos de 8 bits, temporizadores, puertos serie síncronos y

asíncronos, convertidores A/D de aproximaciones sucesivas de 8 y 10 bits, convertidores

D-A, moduladores de ancho de pulso. Excepto en los PIC de gama baja, que no disponen

de un sistema de interrupciones, los dispositivos de entrada y salida generan solicitudes

de interrupción al microcontrolador, que se puede enmascarar individualmente.

En el caso de este proyecto, se utilizó el PIC 18F4550 un microcontrolador de gama alta,

distinguido por sus instrucciones de 16 bits. Los PIC18 constituyen una numerosa familia

de microcontroladores, que en su gran mayoría tienen memoria de programa tipo FLASH.

Tienen un repertorio de 77 instrucciones de 16 bits. La memoria de programa puede ser

de hasta 2 MB, y la memoria de datos puede llegar a los 4 k (4096) de registros de 8 bits

cada uno.

Se utilizó este PIC por sus grandes características que otorgan la posibilidad de hacer

mayor posibilidades de funciones con mayor velocidad, una función del microcontrolador

muy usada en el desarrollo de este proyecto, fue el convertidor analógico digital. La

conversión analógico-digital (A/D) es en esencia la comparación de una tensión

desconocida Vx, con una tensión de referencia, Vref. En la denominada conversión A/D

directa, la comparación se realiza entre Vx y fracciones de Vref de valor L x Vref/2N, donde L

y N son números enteros. Esta comparación se puede hacer de forma simultánea con

todos los valores entre 0 y Vref (convertidores flash o paralelos), o de forma sucesiva con

valores fraccionarios elegidos en un orden que agilice el proceso de decisión

(convertidores de aproximaciones sucesivas). Los CAD integrados en microcontroladores

suelen ser de aproximaciones sucesivas.


40

Figura 20 El proceso de conversión analógica- digital (directa y su característica de transferencia)

En la conversión A/D indirecta, un circuito genera, por ejemplo, un intervalo de tiempo de

duración proporcional a la tensión de entrada, y dicha duración se compara con la de un

intervalo de tiempo generado a partir de la tensión de referencia y el mismo circuito.

Ambos intervalos se miden con el mismo contador digital. Otros convertidores obtienen

una frecuencia proporcional a la tensión de entrada, y luego miden la frecuencia con un

contador digital. Aquellos sensores que ofrecen una salida cuya información está en la

frecuencia, periodo, intervalo de tiempo, ancho de pulso, ciclo de trabajo, fase, etc. Se

denominan casi digitales (o cuasidigitales), porque, aunque su salida no es digital, basta

un contador para obtener un código que represente la información de entrada; es decir, el

propio sensor realiza parte de la conversión A/D indirecta. Dado que el resultado de

contar es un número entero, la característica de transferencia de la conversión indirecta

se puede describir mediante.

Ecuación 1. Conversión analógica digital indirecta.

Donde Dx es el número de orden del código de salida (entre 1 y 2N), ent (a) designa el

mayor entero menor o igual que a, Vx< Vref y N es el número de bits de convertidor. En el

código binario natural, sin signo, el primer código es 000…0 y el código superior es

111…1. Si el valor de Vref se puede seleccionar como sucede en algunos


41

microcontroladores, el rango de tensiones de entrada variará según la selección. La

forma escalonada de la característica de transferencia de un CAD significa que todas las

tensiones de entrada que caen dentro de un intervalo.

Ecuación 2

Son asignadas al mismo código; Vu es cualquiera de las tensiones umbral a partir de las

cuales el código asignado es otro, y Q es el denominado intervalo de cuantificación.

Ecuación 3 Intervalo de cuantificación del CAD

En un CAD, Q= 1 LSB (bit menos significativo por sus siglas en inglés). La cuantificación

conlleva por una parte una incertidumbre, por cuanto a partir de un código de salida no se

puede saber a ciencia cierta cuál ha sido la tensión de entrada que lo ha producido. Por

otra parte, la cuantificación determina el menor cambio de tensión que el sistema puede

detectar, es decir su resolución.

Comunicaciones Inalámbricas

Tecnología inalámbrica Bluetooth

La tecnología inalámbrica Bluetooth es un sistema de comunicaciones de corto alcance,

cuyo objetivo es eliminar los cables en las conexiones entre dispositivos electrónicos,

tanto portátiles como fijos, manteniendo altos niveles de seguridad. Las características

principales de esta tecnología son su fiabilidad, bajo consumo y mínimo coste. La

especificación Bluetooth establece una organización uniforme para que un amplio abanico

de dispositivos pueda conectarse y comunicarse entre sí.

Una de las principales ventajas de la tecnología inalámbrica Bluetooth es su capacidad

para gestionar simultáneamente tanto transmisiones de voz como de datos. Esto permite

a los usuarios disfrutar de una gran variedad de soluciones innovadoras, tales como el

uso de manos libres para atender llamadas, funciones de impresión y fax, o la

sincronización de aplicaciones entre PDA, ordenadores y móviles, entre otras muchas.


42

Versión de la especificación principal

Versión 2.0 y especificación EDR (transferencia de datos mejorada), adoptada en

noviembre de 2004.

Versión 1.2, adoptada en noviembre de 2003.

Composición de las especificaciones

A diferencia de otros estándares inalámbricos, la especificación Bluetooth otorga a las

empresas de desarrollo definiciones para la capa de enlace y de aplicaciones, lo que

permite que sea compatible con soluciones de voz y datos.

Espectro

La tecnología Bluetooth opera en una banda de frecuencia industrial, científica y médica

(ISM) que no requiere licencia y que se encuadra, concretamente, entre 2.4 y 2.485 GHz.

Utiliza una señal bidireccional en un espectro ensanchado por salto de frecuencia a una

velocidad nominal de 1600 saltos/segundo. La banda ISM de 2.4 GHz está disponible en

casi todos los países y no suele requerir licencia.

Interferencias

La función de salto adaptable de frecuencia (AFH) de la tecnología inalámbrica Bluetooth

se diseñó expresamente para reducir las interferencias de las tecnologías inalámbricas

que comparten el espectro de 2.4 GHz. La función AFH utiliza la frecuencia disponible

dentro del espectro. Para ello, detecta los dispositivos conectados y descarta las

frecuencias que éstos estén utilizando. Este salto adaptable permite unas transmisiones

más eficaces dentro del espectro, por lo que se mejora el funcionamiento del dispositivo,

incluso si el usuario utiliza otras tecnologías al mismo tiempo. La señal salta entre 79

frecuencias en intervalos de 1 MHz para tener un alto grado de tolerancia a las

interferencias.

Alcance

El alcance depende de la clase del dispositivo:

Los radios de clase 3 suelen tener un alcance de entre uno y tres metros.

Las radios de clase 2 son habituales de los dispositivos portátiles y tienen un

alcance de diez metros.


43

Las radios de clase 1 se utilizan principalmente en el sector industrial y logran un

alcance de cien metros.

Potencia

Las radios más utilizadas son las de clase 2, con una potencia de 2,5 mW. La

tecnología Bluetooth se ha diseñado para minimizar el consumo de energía. Para ello, la

especificación cambia las radios al modo de ahorro de energía cuando no están activas.

Velocidad de transmisión

1 Mbps en la versión 1.2 y hasta 3 Mbps en la versión 2.0 y EDR

Tecnología módulos Xbee

Los módulos de RF XbeeTM son módulos de radio frecuencia que trabajan en la banda de

2.4Ghz con protocolo de comunicación 802.15.4, fabricados por la compañía Maxstream.

Estos módulos cuentan con un alcance en interiores de hasta 30 metros, y en exteriores

el alcance es de hasta 100 Mts.

Figura 21 Modulo XBee Pro

Los módulos Xbee son pueden ser programados a través del una hyperterminal y una

fase serial RS232. Las ventajas que se pueden tener con este tipo de dispositivos es que

es posible tener hasta 65000 combinaciones distintas de red y pueden ser de punto a puto

y punto a multipunto a partir del protocolo 802.15.4 que pertenece a las redes PAN

(Personal Area Network), esta ventaja es de las razones de mayor peso por las que se

eligió utilizar este dispositivo. Este tipo de módulos dispone de 6 convertidores analógico-

digital y 8 entradas digitales además de las de Rx y Tx


44

El modulo RF de Zigbee, tiene una potencia de salida de transmisión de 1 mW, esta

potencia es muy baja para el alcance que logra el dispositivo, funciona a una frecuencia

de operación de 2.4 Ghz, y tiene una velocidad de datos en RF de 250,000 bps.

Metodología

Metodología del diseño del circuito general del electrocardiógrafo

El electrocardiógrafo consta de varias etapas cada una de ellas con una finalidad

específica y están en el orden que se muestra en la Figura 22 en un diseño de cascada,

es decir, uno tras otro.

Figura 22 Diagrama de diseño de electrocardiograma

Electrodos

Los electrodos se colocan en lugares específicos del pecho para adquirir los

biopotenciales de las diferentes derivaciones, estos electrodos son del tipo plata cloruro

de plata Ag/AgCl


45

Diseño para el preamplificador del electrocardiógrafo

Utilizando el integrado AD620 es necesario tener una ganancia de 1000 con la finalidad

de que la señal que entra al microcontrolador tenga una amplitud máxima de 5 V y con un

offset de 2.5V. Tal integrado cuenta con una ecuación para ajustar la ganancia (ver

Ecuación 4); despejando el valor de la resistencia y dejando el valor de la ganancia como

una constante obtenemos la Ecuación 5.

Ecuación 4 Ganancia del preamplificador

Ecuación 5 Despeje de la resistencia

Ecuación 6 Sustitución y resultado

Como observamos en la Ecuación 6 el valor más próximo al resultado es una resistencia

de 47 Ohms, por lo que obtenemos un error calculado de la siguiente manera (Ecuación

7).

Ecuación 7 Error relativo

Ecuación 8 Sustitución en la ecuación de error


46

Por lo tanto tenemos un error en la magnitud de la amplificación del 5% viendo la

Ecuación 8, si bien este error no es muy significativo, no va a causar una degradación en

la señal sino que nos dará un voltaje de salida más grande.

Diseño del circuito de aislamiento del paciente del electrocardiógrafo

Para el diseño de el sistema de aislamiento óptico se utilizo el circuito integrado 4N27,

este dispositivo consta de un led y un fototransistor tipo PNP encapsulados, al aumentar

la corriente en el led, este activa lumínicamente al fototransistor permitiendo el paso de

información en forma de señales, manteniendo ambas partes del circuito separadas

físicamente y sin una conexión eléctrica. Para la correcta implementación del circuito

debemos de calibrar adecuadamente ambas secciones del optoacoplador, es decir

regular la corriente que atraviesa el diodo LED y controlar la caída de voltaje en el

fototransistor.

Una consideración a tomar en cuenta es la necesidad de pasar una señal analógica, es

decir que tenga una parte negativa y una parte positiva, si lo conectamos de manera

directa, no se presentaría la transmisión completa ya que la parte negativa representaría

una corriente negativa sobre el led y este deja de emitir luz cuando alcanza el cero, por lo

que su construcción de esta manera no es viable, por lo que hay que poner un voltaje

positivo, para que se comporte como un offset, y aunque tengamos que transmitir voltajes

negativos, estos tengan una relación de corriente positiva en el LED.

Según las hojas de características del dispositivo la corriente optima en que el LED varia

linealmente su intensidad con respecto a la corriente, es de hasta 10 mA por lo que hay

que limita la corriente y mantenerla en ese rango.

Para realizar el cálculo consideraremos que la caída de voltaje en el led varia en un rango

debe 0 a 5V teniendo así un voltaje de offset de como se muestra en la Figura 23

Diagrama eléctrico del LEDFigura 23.


47

Figura 23 Diagrama eléctrico del LED

Si proponemos una corriente en la malla de 2mA y teniendo en cuenta que la caída de

voltaje en el LED es de 1.18V tenemos que la caída de voltaje en la resistencia debe de

ser de 1.32 V y aplicando ley de ohm podemos conocer el valor de este resistor como se

observa en la Ecuación 9 y en la Ecuación 10. Como en el diseño la salida se realiza por

emisor, los voltajes de salida resultan invertidos, es decir con una ganancia negativa, esto

se corregirá posteriormente en el demás tratamiento analógico de la señal.

Ecuación 9 Divisor de voltaje para la resistencia

Ecuación 10 Ley de Ohm aplicada al divisor

LED1

1

R1

VCC

5V

2

VCC

2.5V


48

Para calcular la caída de voltaje consecuente de la corriente que circula por el

fototransistor tenemos que referirnos a las hojas de especificaciones para esto se

necesita una resistencia de 770 Ohms, como esta resistencia debe ser muy exacta se

diseño un arreglo en paralelo de dos resistencias como se ve en la Ecuación 11

Ecuación 11 Resistencia resultante de un paralelo

Despejando y haciendo la sustitución de una resistencia propuesta de 3.3 KOhms y el

valor de la resistencia deseada obtenemos el valor de la segunda resistencia como se ve

en la Ecuación 12.

Figura 24 Diagrama conexión del 4n25


49

Ecuación 12 Despeje y sustitución para obtener una resistencia en paralelo

Diseño de la etapa de amplificación del electrocardiógrafo

Posterior al aislamiento óptico de la señal, esta última se atenúa debido a que la

transferencia de la señal a través del optoacoplador no tiene una relación unitaria y a las

deficiencias inherentes al fototransistor, por lo que se hizo una etapa de amplificación

posterior con el diseño de la Figura 25. Esta ganancia se obtiene a partir de la

configuración amplificador inversor (Ecuación 13).

Ecuación 13 Relación de ganancia del amplificador inversor

Como deseamos una ganancia de alrededor de 5 se utilizo un arreglo con una resistencia

de 47kΩ y un resistor de 10kΩ y se obtuvo una ganancia de 47, suficiente para nuestros

propósitos, la sustitución se muestra en la Ecuación 14 .

Ecuación 14 Sustitución en la relación de ganancia

Figura 25 Esquemático de etapa de amplificación


50

Diseño de la etapa de filtrado analógico del electrocardiógrafo

Es necesario el filtrado de la señal, para evitar la entrada de ruido y otros voltajes de

frecuencias indeseadas tanto muy altas, o bajas que no son de interés y que puedan

alterar el resultado del estudio por lo que se realizaron 3 filtros analógicos, un pasa altas,

pasa bajas y un corta banda.

Diseño del filtro pasa altas para el electrocardiógrafo

Se diseñó el circuito para obtener una frecuencia de corte de 0.3 Hz, lo que este filtro

permitirá el paso de señales con frecuencia mayores a 0.3 Hz, esto es para quitar el

voltaje de offset que se introdujo inicialmente en la etapa de aislamiento, ya que estos

voltajes de offset pueden saturar fácilmente a los amplificadores operaciones, con la

consecuente pérdida de datos y de la señal en general. El diseño del filtro esta

esquematizado en la Figura 26.

Figura 26 Esquemático filtro pasa altas


51

Los resistores y capacitores que se utilizaron fueron de acuerdo a la función de

transferencia del filtro (Ecuación 15 ).

Ecuación 15 Función de transferencia para filtro pasa-altas

Diseño del filtro pasa bajas para el electrocardiógrafo

Para el filtrado del tipo pasa-bajas se utilizo el filtro tipo Sallen Key (Figura 27), este nos

permite obtener filtros muy precisos, con la utilización de pocos elementos; tan solo un par

de resistencias y un par de capacitores. Los parámetros de diseño para el filtro son una

frecuencia de corte de 10KHz y un factor de calidad de 0.70711.

La función de transferencia queda dada por

Figura 27 Esquemático filtro pasa bajas


52

Ecuación 16 Función de transferencia de filtro pasa-bajas

Donde la frecuencia de corte viene dada por:

Ecuación 17 frecuencia de corte para filtro pasa-bajas

Mientras que el siguiente termino describe la calidad del filtro.

Ecuación 18 Calidad del filtro pasabajas

Diseño del filtro rechaza banda para el electrocardiógrafo

Por último probablemente el filtro más importante de todos, el filtro cortabanda, este filtro

es de suma importancia ya que se encargara de rechazar el ruido proveniente de la red

eléctrica, este ruido es el de más presencia en el ambiente, y el que más fácilmente se

puede introducir en nuestro circuito y alterar la señal a monitorear, el filtro es posible

calibrarlo a 60 Hz y además variar el ancho de banda cambiando la relación de el divisor

de voltaje en las resistencias R1 y R2 como se puede ver en la Figura 28, el ancho de

deseable es de 10 Hz.


53

Este filtro posee la siguiente función de transferencia:

Ecuación 19 Función de transferencia de filtro rechaza-banda

De donde obtenemos los siguientes parámetros

Frecuencia de corte

Ecuación 20 Frecuencia de corte filtro rechaza banda

Ancho de banda

Ecuación 21 Ancho de banda filtro corta banda Figura 28 Diagrama esquemático del filtro rechaza banda


54

Factor de calidad

Ecuación 22 Factor de calidad filtro cortabanda

Este filtro se diseño con una frecuencia de corte de 60 Hz, con la finalidad de evitar ruido

proveniente de la toma de energía eléctrica.

Conversión analógica digital de la señal proveniente del

electrocardiógrafo

La conversión analógica digital se realiza mediante un modulo especializado en el

microcontrolador PIC, que posee 13 canales independientes de conversión analógica

digital, cada uno con una resolución de 10 bits, de este total de 13 canales se utilizaron 8

canales, 3 canales para la obtención de las derivaciones monopolares y las restantes 6

para las precordiales.

Una vez realizada la conversión, el valor obtenido se almacena en una variable de

tamaño de 16 bits con tabulación a la derecha, esto para tener un manejo de datos

homogéneo, posteriormente se adquieren los valores de la conversión analógica digital de

los 8 canales y se almacenan los resultados en la memoria volátil RAM del

microcontrolador PIC para después enviarlos hacia el modulo de transmisión serial.

A continuación se cita un el código fuente utilizado para la conversión analógica digital y

el uso del modulo de comunicación serial.

1. Device 18F4550

2. Declare XTAL 40

3. Declare ADIN_RES 10

4. Declare ADIN_TAD FRC

5. Declare ADIN_STIME 50

6. Declare HSERIAL_BAUD 4800

7. Dim VAR1 As Word


55

8. Dim VAR2 As Word

9. Dim VAR3 As Word

10. Dim VAR4 As Word





15. TRISA = %111111

16. ADCON1 = %10000010

17. ADCON2.7 = 1

18. ciclotron:

19. VAR1= 10000+ ADIn 0

20. VAR2= 10000+ ADIn 1

21. VAR3= 10000+ ADIn 2

22. VAR4= 10000+ ADIn 3

23. VAR5= 10000+ ADIn 4

24. VAR6= 10000+ ADIn 5

25. VAR7= 10000+ ADIn 6

26. VAR8= 10000+ ADIn 7

27. HSerOut ["C1=",Dec VAR1 ,"C2=",Dec VAR2, "C3=",Dec VAR3,

"C4=",Dec VAR4, "C5=",Dec VAR5, "C6=",Dec VAR6, "C7=",Dec VAR7

,"C8=",Dec VAR8, 10,13]

28. GoTo ciclotron

29. End

La primera sección del código del programa es la configuración de parámetros básicos

para el funcionamiento del compilador, tales como indicación del modelo de PIC a utilizar

y también la velocidad de procesamiento de CPU, esto se encuentra determinado por el

oscilador, en este caso es un cristal de cuarzo ubicado en la placa fenolica. En las

siguientes 4 líneas (líneas de 4 a 6) se detallan las configuraciones de los módulos a

utilizar conforme a la hoja de características del microcontrolador. En este caso el

conversor analógico digital, y el modulo de comunicación serial asíncrona, fueron los 2

módulos que se utilizaron principalmente en este proyecto, se configuran los parámetros

como la resolución del conversor y la velocidad de muestreo, así como el oscilador de

donde se tomará la base para el tiempo de muestreo de la conversión analógica digital, en

este caso fue el oscilador interno del microcontrolador.

En cuanto al modulo de comunicación serial asíncrona, es necesaria la configuración de

velocidad con la cual se envían los datos, se utilizó en este caso una velocidad de 4800

baudios (bits por segundo).


56

Posteriormente es necesario declarar las variables a utilizar en el programa, así como el

espacio asignado en la memoria RAM para cada una de ellas, se asignaron variables de

tipo WORD, este tipo de variable tienen un tamaño de 16 bits ó 2 bytes, puesto que no

existe una variable que sea capaz de guardar solamente datos de 10 bits (dada la

arquitectura de 8 bits con la que fue diseñado y construido el microcontrolador).

Consecuentemente se configuran los puertos que asumirán la función de entradas

analógicas o si se trata de entradas/salidas digitales, en este caso se configuraron 8 pines

como entradas analógicas. Después se configura la tabulación del resultado de la

conversión analógica digital, ya que como el resultado es de 10 bits y la variable en donde

se puede almacenar es de 16 bits, se elige tabular hacia la derecha de esta manera los 6

bits más significativos quedaran siempre en cero. Posteriormente dentro del código del

programa se llega a la parte medular del código indicada con la etiqueta ciclotrón.

Este ciclo realiza de la conversión analógica digital de cada canal y se almacena el

resultado en su respectiva variable, además se le hace la adición de un valor de 10000 en

decimal, esto es para homogenizar el tamaño del contenido de las variables, así se

obtiene una serie de datos almacenados. Cada canal del conversor utilizado corresponde

a una señal analógica equivalente a un valor digital en cada tiempo de muestro. Se

procede a empaquetar cada variable y asignarle una etiqueta para su posterior

reconocimiento con MatLab, se envía el paquete de información de los 8 canales y se

procede a añadirle el terminador, este es un comando especifico del protocolo RS232,

que le indica al modulo en hardware que se ha terminado de enviar un paquete de datos,

este terminador es equivalente a lo que comúnmente se usa como un “enter”. Una vez

hecho todo lo anterior el programa se pone en un ciclo infinito sobre el código dentro de la

etiqueta de ciclotrón, con la finalidad que constantemente se envíen datos.

Transmisión de las señales electrofisiológicas mediante protocolo

Bluetooth

Para realizar este tipo transmisión de datos, es necesaria la utilización de un modulo

programable que cuente con las características indispensables para enviar datos de forma

inalámbrica a partir de la información procesada desde el microcontrolador.


57

El módulo Bluetooth utilizado es de la marca Roving Networks modelo RN41, es un

circuito integrado de bajo consumo, dispone de un soporte para la utilización de distintos

tipos de protocolos de interfase, en este caso el modulo se puede configurar por medio de

protocolo UART, cuyas instrucciones son enviadas desde el microcontrolador para

configurar los parámetros de transmisión y conexión para realizar la transmisión. Este

modulo es pequeño y muy sencillo de utilizar, se diseño con la finalidad de remplazar

cables seriales, este módulo es capaz de funcionar bajo los tipos Bluetooth 2.1/2.0, 1.1,

1.2, además de soportar el sistema EDR (Enhaced Data Rate) esto le otorga una gran

capacidad de configuraciones de velocidad, desde 721 Kbps hasta 2 Mbps. que se

pueden aplicar a diversas funciones que se pueden programar dependiendo las

necesidades del usuario.

En cuanto a la conexión eléctrica de los circuitos se procedió a conectar el pin 25 de

transmisión serial (Tx) del microcontrolador al pin de recepción de la tarjeta de bluetooth y

el pin de transmisión de la tarjeta hacia el pin 26 de recepción del microcontrolador (Rx);

mientras que el PIC se conecta con su circuito mínimo y el dispositivo bluetooth con su

respectiva polarización de 3.3V y su regreso a tierra. También de manera opcional se

puede conectar una pantalla tipo LCD de 2x16, solo para que indique en que parte de la

secuencia de configuración se encuentra el sistema y monitorear el proceso de conexión

con mayor facilidad.

.


58

Figura 29 Diagrama de conexión del microcontrolador PIC18f4550 y el módulo RN41 Bluetooth.

Figura 30 Vista superior e inferior del modulo Bluetooth RN41

Es necesario conocer la configuración de este dispositivo para que pueda ser utilizado, el

usuario debe tener conocimientos de programación, operación y comunicación Bluetooth,

para lograr programar este dispositivo es necesaria una conexión USB o un puerto COM

virtual (puerto serie virtual) a partir del cual se mandarán los comandos en ASCI, similar al

protocolo AT. Después de configurar estas características el dispositivo mantendrá estas

instrucciones en su memoria a pesar de no ser utilizado, hasta el momento en que se

vuelva a configurar.

Como casi todos los dispositivos bluetooth actuales, el módulo RN-41 funciona bajo la

dirección SPP (Serial Port Profile), para lograr configurarlo, es necesario emparejar el

servicio bluetooth con el ordenador. Después de hacer este proceso, se procede a entrar

al modo de comandos para la configuración y programación del dispositivo.


59

Se comienza ingresando al modo comandos, introduciendo “$$$” (tres signos de pesos),

el dispositivo debe contestar con la palabra “CMD” que indica el correcto acceso al modo

de comandos, posteriormente se configura conforme a una serie de comandos existentes,

al introducirlos, el dispositivo responde con distintas frases dependiendo si fueron los

comandos introducidos correctamente o fueron comandos inválidos, los comandos

validos, el dispositivo responde con la palabra “AOK” y en los inválidos contesta con un

la palabra “ERR”. Los comandos no reconocidos contesta con un signo de interrogación

“?”.

Para salir del modo de comandos, se escribe “---“.

Las configuraciones predefinidas de este dispositivo son de 115,200 baudios, 8 bits sin

paridad y 1 bit de parada, de esta configuración es necesaria la modificación de la

velocidad de transmisión de los datos.

A continuación se muestra el diagrama de flujo correspondiente al programa.


60

Inicio

Configuración

de Baudaje.

Velocidad de

Oscilador

Configuracion

de Conversor

A/D

Configuracion

de puertos

Declaracion de

variables

Config tabulacion

de CAD

A

A

Entrada al modo de

comandos de la

tarjeta bluetooth

Orden de

conexión con

dirección

especifica

Adquisición

analogica digital de

cada canal

Envío de datos por

Puerto serial


61

Cuando se cumpla la condición de reconocimiento de caracteres continuara el programa y

saltara a la línea del programa siguiente, en esta siguiente sección el PIC enviara en el

formato de comandos del módulos de bluetooth la dirección MAC del dispositivo al que

debe de hacer el enlace seguido del terminador, este número MAC proporciona la

seguridad básica en la transmisión de datos ya que solo el dispositivo designado podrá

leer o escribir los datos en este canal de comunicaciones, una vez enviada la cadena de

MAC el microcontrolador PIC se pone en un ciclo de espera de 5 s para que dé tiempo al

dispositivo de bluetooth a realizar el enlace satisfactoriamente, el tiempo de espera en

realidad varía según la distancia de los dispositivos, en caso de encontrarse cerca la

transmisión es más eficiente, por el contrario en caso de encontrarse muy separados el

enlace tardara mas en realizarse.

Ya que se hubo realizado el enlace del dispositivo de bluetooth de la computadora, el

software del bluetooth USB crea un puerto tipo COM virtual que puede ser accesado

fácilmente tanto por MatLab como por cualquier otro comunicador serial. Cuando se hubo

agotado el tiempo de espera el PIC y el modulo de bluetooth entran en modo de datos, y

se comienzan a enviar los datos por medio del canal de comunicación en los dispositivos.

A partir de este punto el transmisor de bluetooth se encuentra totalmente preparado para

iniciar el envío de datos; la computadora por su lado tendrá conectado por un puerto USB

un pequeño receptor de bluetooth comercial, este tiene un software incluido que crea un

puerto serial virtual que es monitoreado por Matlab o por el comunicador serial que

deseemos.

Transmisión de los datos mediante módulos XBee

El modulo de transmisión por radiofrecuencia que manejan los XBee ®, funciona a una

frecuencia de 2.4 GHz, este tipo de modulo utiliza un formato de comunicación bajo el

protocolo IEE 802.15.4 característico por su bajo costo, bajo consumo de potencia y con

una máxima confiabilidad, este protocolo permite la conexión de punto a punto de

dispositivos para una transmisión bidireccional sencilla, o también puede realizarse una

conexión bajo el patrón conocida como estrella, donde existe un coordinador de la red que

fungirá como un nodo central, y determinará que señales serán las que obtendrá y que

módulos estarán en funcionamiento.


62

Figura 31 Modulo XBee y la configuración de sus pines

En este tipo de dispositivos, al igual que el modulo RN-41 es necesario configurarse para

poder utilizarse en casos específicos a partir de la programación del módulo con la ayuda

del protocolo RS-232 esto para hacer funcionar las diferentes opciones con las que

cuenta, estas no solo son la recepción y envío de datos, cuenta con entradas digitales y

analógicas, generadores de ancho de pulso, y entradas para referenciar los voltajes del

conversor analógico digital. En este caso el microcontrolador PIC se conecta por a los

puertos de transmisión asíncrona con los pines Tx y Rx a los puertos de entrada UART y

salida UART con los que cuenta el modulo XBEE.

Figura 32 Diagrama de conexión entre microcontrolador y modulo XBee


63

En la Figura 32 el modulo XBEE transmisor es conectado al puerto UART del

microcontrolador, mientras que el receptor se conecta directamente al MAX232, este

circuito integrado es transforma señales de un puerto serial RS232 a señales de lógica

estándar.

Figura 33 Diagrama de conexión modulo XBee y MAX232

Al conectar los módulos XBEE como en las dos figuras anteriores, comienza la

transmisión de datos bajo un esquema predefinido de operación conocido como modo

transparente.

Este modo de operación consiste en remplazar una línea serial, toda la información UART

recibida a través del pin DI (datos de entrada) del modulo transmisor, esta información es

enlistada para la transmisión por radio frecuencia. Cuando la información de

radiofrecuencia es recibida por el modulo receptor, esta información es enviada al pin DO

(datos de salida) del modulo receptor en niveles de lógicos estándares, y posteriormente

estos niveles son convertidos a niveles RS232 para poder ser detectados en la

computadora.

Desarrollo de la interfaz grafica con MatLab

GUIDE (GUI) es un entorno de programación visual disponible en MATLAB para realizar y

ejecutar programas que necesiten ingreso continuo de datos. Tiene las características

básicas de todos los programas visuales como Visual Basic o Visual C++.


64

Una de las tantas herramientas con la que cuenta MatLab, es la creación de GUIs. La

forma de implementar las GUI con MatLab es crear los objetos y definir las acciones que

cada uno va a realizar. Al usar GUIDE obtendremos dos archivos:

Un archivo FIG. Contiene la descripción de los componentes que contiene la

interfaz.

Un archivo M. Contiene las funciones y los controles del GUI así como el callback

Figura 34 Archivo .fig

En la Figura 34 se observa nuestro archivo .fig así como los elementos que constituyen a

la interfaz de trabajo del GUI, donde se puede ver de manera sencilla en la parte lateral

izquierda las herramientas de trabajo que se pueden utilizar y que van desde push

buttons, cuadros de texto, cuadros de axes, insertar tablas, etc.


65

Figura 35 Archivo .m asociado al archivo .fig

De igual manera se observa que Figura 35 corresponde al archivo de extensión .m que se

crea de manera automática al generar nuestro archivo .fig relacionada con nuestra GUI.

Un callback se define como la acción que llevará a cabo un objeto de la GUI cuando el

usuario lo active, un caso típico de ello puede ser un botón el cual al presionarlo ejecutará

una serie de acciones, a eso se le conoce como la función del callback. Así al crear desde

un push button, un cuadro de texto, un cuadro de ejes para imágenes, entre otros, cada

uno tendrá un callback relacionado con el cual se podrá trabajar posteriormente para

asociar cualquier código y resolver las necesidades correspondientes a nuestra interfaz.

Estos dos archivos serán más que suficientes para poder generar la interfaz grafica

necesaria para poder resolver los siguientes puntos:

Consultar el historial de los pacientes

Realizar un estudio de ECG para ver en tiempo real las señales a tratar

Almacenar los datos provenientes de dicho estudio para posteriores consultas

Conectar la base de datos de los pacientes con Matlab

Reconstruir las derivaciones del ECG mediante Matlab

Visualizar las derivaciones provenientes del protocolo en cuestión, ya sea mediante Serial, Bluetooth, Wireless o SMS.

Por lo que se propone la siguiente estructura del programa que solucione dichos

aspectos.


66

Figura 36 Estructura general del programa

Dicho lo anterior se presenta el siguiente diagrama de flujo que muestra el funcionamiento

de la interfaz grafica GUI mencionada:

PRINCIPAL primera ventana, acceso al historial del paciente

BUSQUEDA

POR ID

(Acceso al historial del

paciente mediante su ID

correspondiente)

NUEVO

PACIENTE (Permite

introducir datos de los pacientes que

no se tengan registrados dentro de la

base de datos)

GUARDAR

(Acceso al historial del

paciente mediante su ID

correspondiente)

REALIZAR

ESTUDIO (Obtención

de la señal de ECG

proveniente del paciente)


67

si

no

no si

si

Figura 37 Diagrama de flujo de la interfaz grafica

no

Obtención de la señal vía

Bluetooth, Wireless o Serial

Reconstrucción de las

derivaciones de ECG

Muestreo por separado

de cada una de las

derivaciones

A

B

Inicio

Acceso al historial

del paciente

Guardar Datos

de paciente

¿Nuevo

Paciente?

Introduzca datos

de paciente

Búsqueda por

Id

A

¿Existe?

Verificar Id

Despliegue de datos

del paciente

¿Realizar

Estudio?

B


68

El programa se inicializa con la pantalla principal, la cual informa en ella el tipo de estudio

a realizar, los creadores y la escuela de procedencia así como un botón de

direccionamiento hacia el historial de paciente.

La siguiente pantalla representa el historial del paciente, si es un nuevo ingreso se tiene

que realizar la captura de sus datos para tener un registro de la base de datos actualizada

además de otorgarle una Id personal a dicho paciente para su posterior manejo de

información mediante la interfaz, si la Id se encuentra en existencia en la base de datos,

Matlab leerá la Id de la base de datos creada en Microsoft Excel y mostrará la información

personal del paciente, nombre, sexo, edad, estado civil, entre otros parámetros.

Si es requerida, la sección de realizar estudio dará pauta a la parte final de la interfaz,

esto significa la obtención de la señal mediante los diferentes protocolos de comunicación

utilizados en este proyecto: Bluetooth, Wireless o Serial, en caso contrario, si no se

requiere más que actualizar datos o consulta de ellos terminaría el trabajo de la interfaz

creada.

El proceso posterior a la obtención de la señal corresponde a la reconstrucción de la

señal,

Diseño de la base de datos y del sistema de comunicación entre Excel

y Matlab

Se debe de tener en cuenta que dicha base de datos, con la respectiva información de

cada paciente será enlazada más adelante mediante Matlab para un posterior manejo de

los datos, conociendo esto explicaremos el sistema de comunicación que enlaza a ambas

aplicaciones por lo que consideraremos las siguientes funciones:

SENTENCIAS XLSREAD Y XLSWRITE

xlsread: esta función lee una hoja de datos de Excel (.xls) desde Matlab, la sintaxis que

se maneja es la siguiente:

[num, txt] = xlsread(filename, sheet, 'range')


69

Citando un ejemplo de lo anterior tenemos:

[num, txt] = xlsread(„Base.xls‟,‟Datos‟, 'D1:D2')

De donde:

[num, txt]: regresa el dato numérico y el dato de texto en un arreglo de celdas.

„Base.xls‟: hace referencia al nombre con el cual se guarda la base de datos en

Excel

‟Datos‟: corresponde a la hoja de datos en la que se está trabajando en el archivo

„Base.xls‟

'D1:D2': corresponde a las celdas o al rango de celdas en especifico de las cuales

se pretende extraer la información, para este ejemplo le leerían las celdas D1 y D2

de la hoja „Datos‟ del archivo „Base.xls‟

xlswrite: esta función escribe datos provenientes desde Matlab a un archivo .xls

de Excel, la sintaxis que se debe de manejar es la siguiente:

xlswrite(filename, M, sheet, range)

Haciendo referencia a un ejemplo de lo anterior se propone

xlswrite('Base.xls','casado','Datos','D1')

De donde:

'Base.xls': corresponde al nombre del archivo con extensión .xls de Excel

'casado': los datos que se quieren ingresar de forma alfanumérica

'Datos': hoja de datos de trabajo en el archivo „Base.xls‟

'D1': corresponde a la celda a la cual se desea escribir datos

Por lo que tomando en cuenta lo anterior se escribiría la palabra „casado‟ en la celda „D1‟

en la hoja „Datos‟ del archivo „Base.xls‟.

SENTENCIAS GET Y SET


70

La asignación u obtención de valores de los componentes se realiza mediante las

sentencias get y set. Por ejemplo si queremos que alguna variable contenga la

información introducida en un cuadro de texto en específico escribimos lo siguiente:

nnombre=get (handles.nombre,‟string‟);

Donde nombre es la nueva variable que contendrá la información introducida en el cuadro

de texto con un tag asignado de fondo „nombre‟, así todo lo que se tenga como nuevo

ingreso de datos será guardado aquí mediante la condición de que serán manejados

como una cadena de caracteres especificados en la palabra „string‟ adyacente al puntero

„handles‟.

Para asignar el valor de la variable nnombre a algún statictext etiquetado como text1

escribimos:

set(handles.text1,'String',nnombre);

A continuación se cita parte del código fuente utilizado para la comunicación entre Matlab

y Excel

1. clc 2. [num text]=xlsread('Base.xls','Datos'); 3. [m n]=size(num); 4. idn= m+1;

5. s1='A'; 6. s2=num2str(idn+1); 7. s=strcat(s1,s2);

8. nnombre=get(handles.nuevopaciente,'string'); 9. nnombre=cellstr(nnombre); 10. xlswrite('Base.xls',nnombre,'Datos',I);

Primeramente se hace una lectura de la base de datos y de la hoja en especifico en la

que se encuentren estos mediante la instrucción „xlsread‟, se determina el tamaño de la

matriz para así poder saber que campos están llenos y cuáles vacios, se hace uso de una

asignación de columnas tomando como ayuda la letra inicial de cada una de estas que

están ya preasignadas en Microsoft Excel como es el caso de la columna „A‟ y en base a


71

que ya conocemos cuántas Id‟s se tienen y que tenemos que crear una nueva para un

nuevo registro de información se concatena dicha nueva Id con la columna a la que se

requiere meter información para tener un rango especifico de escritura.

Posteriormente se hace uso de la instrucción „cellstr‟ para designar que la celda en la que

se va a trabajar este esperando solo cadenas de caracteres para rellenar datos, por último

la instrucción de „xlswrite‟ selecciona la base de datos y la hoja de trabajo en la que serán

escritos los datos ingresados mediante los cuadros de texto „nnombre‟ y „idn‟.

Resultados

Electrocardiógrafo

Se diseño el sistema de adquisición de la señal electrofisiológica de manera analógica.

Una vez que se hubo asegurado el correcto comportamiento de los circuitos se procedió a

hacer un prototipo en placa fenolica. En la Figura 38 se encuentran indicados con una

flecha y numero cada sección del electrocardiógrafo.

Figura 38 Electrocardiógrafo

5 4 1

6 7

3

2


72

Amplificador de instrumentación

Aislamiento Óptico.

Filtro Pasa altas

Amplificador

Filtro pasa bajas

Filtro rechaza banda

Adecuador de nivel de voltaje

Posteriormente se realizo el circuito pcb del electrocardiógrafo en el software ARES una

de las aplicaciones contenidas en contenido a su vez en el programa Proteus.

Figura 39 Diagrama del pcb de 1 canal del Electrocardiógrafo

En base a este diagrama (Figura 39) se procedió a un serigrafiado del circuito para una

mejor presentación de este al momento de imprimir sobre la placa de cobre y tener un

error relativamente pequeño en cada una de las pistas que enlazan a las distintas


73

secciones del circuito que constituyen al diagrama en pcb, a partir de esto se realizaron 8

placas fenolicas.

Figura 40 Placas de cobre correspondientes a los 8 canales asociados a un estudio de ECG

Estas 8 placas fueron realizadas con la finalidad de obtener una medición de los 8

canales correspondientes a las señales electrofisiológicas amplificadas propias de un

estudio de ECG


74

Figura 41 Señal obtenida de un canal del electrocardiógrafo

En la se muestra la señal obtenida de un solo canal del electrocardiógrafo la cual si se

observa con detenimiento cuenta con un voltaje de offset para poder ser procesada dentro

de los valores de voltaje de 0 a 5v correspondientes a la resolución de 0 a 1024bits

pertenecientes al convertidor analógico digital del PIC18F4550.

Etapa de amplificación

Al utilizar la resistencia de 47 Ohms, obtuvimos una ganancia experimental de 1000.

Etapa de aislamiento

Se probo el circuito armado y con la configuración se obtuvo que la señal pasa sin

distorsiones en todo su rango a través del aislamiento óptico, también se observo una

disminución del voltaje de la mitad y con un offset de 2.5 V con lo que se hace

indispensable la aplicación inmediata de un filtro pasa-altas y una segunda etapa de

amplificación.

Etapa de amplificación

Se amplificó con una ganancia de 4.7 la señal procedente del optoacoplador con la

finalidad de obtener una señal con una intensidad mayor y que sea más manejable. Se

hizo una prueba con una señal senoidal de un volt pico-pico, y se obtuvo a la salida de

este amplificador una señal de 4.8 volt pico-pico con lo que consideramos adecuado este

circuito.


75

Etapa de filtrado

Pasa-altas

Se realizó un filtro pasa altas de una frecuencia de corte de 0.3 Hz en una tablilla de

protoboard, cuando se comprobó la funcionalidad del filtro, se procedió a pasar el diseño

del filtro a una placa fenolica en conjunto con los demás filtros

Para corroborar su funcionamiento se procedió a hacer un barrido de frecuencias

obteniendo los siguientes valores.

Tabla 1 Barrido filtro pasa altas

Frecuencia [Hz]

Voltaje de Entrada [V]

Voltaje de Salida [V]

Ganancia

0.097 9.8 1.36 0.138

0.158 9.8 3.28 0.334

0.235 9.8 6.16 0.628

0.268 9.8 6.76 0.689

0.304 9.8 7.04 0.718

0.320 9.8 8.16 0.832

0.413 9.8 9.12 0.930

0.602 9.8 9.80 1.000

0.740 9.8 9.80 1.000

0.870 9.8 9.80 1.000

Grafica 1 Ganancia vs frecuencia filtro pasa altas

0.000

0.200

0.400

0.600

0.800

1.000

1.200

0.000 0.200 0.400 0.600 0.800 1.000

Gan

anci

a

Frecuencia [Hz]

Barrido filtro pasa-altas


76

Tanto en el Grafica 1 como en la Tabla 1, podemos notar que la frecuencia de corte de

0.3 Hz es muy aproximada al momento de probar los filtros en comparación de la

respuesta deseada en la metodología, se sabe que un filtro es considerado correcto

cuando su frecuencia de corte se encuentra alrededor de un 70% de la ganancia, este

filtro es un poco complejo de medir debido a la medición a que la medición de frecuencias

tan bajas en un osciloscopio depende mucho de la percepción del observador lo que

puede conllevar a distintos errores en la medición como se observa en el punto situado a

0.304 Hz . El error de este filtro esta expresado por la Ecuación 23:

Ecuación 23 Error de filtro pasa-altas

Filtro pasa bajas

Se realizo un barrido de frecuencias con una señal del tipo senoidal a la entrada del filtro,

y se midió la amplitud de de la onda a la salida, conforme se fue variando la frecuencia se

fueron registrando los diferentes valores de voltaje a la salida del filtro

Tabla 2 Barrido filtro pasa bajas

Frecuencia Hz Voltaje de

Entrada

Voltaje de

Salida

Ganancia Frecuencia Hz Voltaje de

Entrada

Voltaje

de

Salida

Ganancia

1200 10 10 1 12300 10 6.8 0.68

2200 10 10 1 13100 10 6.4 0.64

3000 10 9.8 0.98 14400 10 6 0.6

4150 10 9.4 0.94 16000 10 5.8 0.58

5100 10 9.2 0.92 17000 10 5.6 0.56

6000 10 8.8 0.88 18000 10 5.4 0.54

7300 10 8.4 0.84 19080 10 5.2 0.52

8000 10 7.8 0.78 20120 10 4.8 0.48

9050 10 7.4 0.74

10500 10 7.2 0.72

11300 10 7 0.7

En los resultados tabulados notamos que se tiene la ganancia del 70% alrededor de los

10500 Hz, si la frecuencia de corte deseada era 10000Hz se obtiene un porcentaje dado

por.


77

Ecuación 24 Error experimental en el filtro pasabajas

El error obtenido es admisible.

Grafica 2 Ganancia vs frecuencia del filtro pasa bajas

Filtro Rechaza Banda

Se realizó el barrido de frecuencias del filtro rechaza banda, este filtro está calculado para

funcionar a una frecuencia de 60 Hz, para evitar la entrada de cualquier tipo de ruido

proveniente de la línea de energía eléctrica.

0

0.2

0.4

0.6

0.8

1

1.2

0 5000 10000 15000 20000 25000

Gan

anci

a

Frecuencia [Hz]

Gráfica de ganancia Vs frecuencia del filtro pasa bajas


78

Tabla 3 Barrido de filtro cortabanda

Frecuencia

Hz

Voltaje de

entrada

Voltaje de

salida

Ganancia Frecuencia

Hz

Voltaje

de

Entrada

Voltaje

de

Salida

Ganancia

10 10.2 10 0.98039216 74 10 4.8 0.48

20 10.4 10 0.96153846 77 10.2 5.6 0.54901961

30 10.4 9.4 0.90384615 80 10.2 6.4 0.62745098

40 10.4 8.2 0.78846154 84 10.2 6.8 0.66666667

45 10.4 7.4 0.71153846 87 10.2 7.2 0.70588235

50 10.2 5.6 0.54901961 90 10.2 7.6 0.74509804

54 10.2 3.8 0.37254902 96 10.2 8 0.78431373

59 10.2 1.4 0.1372549 104 10.2 8.4 0.82352941

60 10.2 1 0.09803922 109 10.2 8.8 0.8627451

63 10.2 1.4 0.1372549 114 10.2 8.8 0.8627451

66 10.2 2.4 0.23529412 123 10.2 9.2 0.90196078

70 10 3.8 0.38

Grafica 3 Grafica de ganancia vs frecuencia del filtro rechaza banda

Tomando esto en cuenta lo anterior se da cabida al proceso de convertir la señal

adquirida en la imagen anteriormente mostrada, por cada una de las placas realizadas

-25

-20

-15

-10

-5

0

1 10 100 1000

Gan

an

cia

[dB

]

Frecuencia [Hz]

Barrido de filtro corta-banda


79

para su posterior manejo de datos de manera digital en el microcontrolador y la

reconstrucción de cada una de las derivaciones mediante el software Matlab y la

visualización de estas en la interfaz gráfica.

Transmisión de las señales electrofisiológicas mediante protocolo

Bluetooth

Se construyó el circuito conforme a lo establecido en las hojas de especificaciones y la

forma de comunicación del microcontrolador PIC18F4050, es necesario hacer un ajuste

en los niveles de voltaje del módulo RN-41 debido a que funciona a un voltaje de 3.3.

Es menester mencionar el proceso que llevan los 8 canales de las distintas señales

electrofisiológicas, estas 8 señales son convertidas por el modulo de conversión analógica

digital se envían al modulo bluetooth a una velocidad de 4800 baudios.

Figura 42 Circuito para lograr la comunicación Bluetooth

Para lograr recibir la información que se envía desde este modulo se utilizó un adaptador

bluetooth para computadora de la marca SEA DIGITAL, este hardware se vende con su

software para lograr establecer una comunicación con los diferentes tipos de dispositivos,

y funciones: telefonía, red local, envío de objetos, impresoras, flash, cámaras, y manos

libres, pero de todas las opciones con las que cuenta este software, el puerto de interés

para fines de este proyecto fue hacer uso del puerto serie vía bluetooth.


80

Figura 43 Dispositivo bluetooth empleado para realizar la conexión.

Al ejecutarse el programa, inmediatamente el dispositivo marcado con el nombre FireFly-

56F3, es emparejado su servicio con el ordenador, y si se observa la actividad del puerto

serie bluetooth desde algún programa con hyperterminal, se puede observar la

información de los comandos enviados desde el modulo bluetooth.

Figura 44 Captura de pantalla del emparejamiento de dispositivos Bluetooth

Teniendo la comunicación de la Figura 44 logramos recibir datos procedentes del

microcontrolador.


81

Figura 45 Recepción de paquetes via Bluetooth

En la imagen, podemos observar la forma en que se envío de los 8 canales que

posteriormente serán procesados por MatLab.

Transmisión de los datos mediante módulos XBee

Se realizaron 2 tablillas, una para enviar los datos desde el microcontrolador y otro de

recepción a distancia que enviará la información a la computadora. Este tipo de conexión

en modo transparente comienza a actuar y recibimos los datos en el ordenador.


82

Figura 46 Circuito de envío de datos mediante modulo XBee

El sistema de envío se encuentra conformado por el microcontrolador y el modulo XBEE,

la información es recibida en el otro modulo XBEE y recibida en un puerto serial en la

computadora.

Figura 47 Circuito de recepción de datos por XBee


83

Figura 48 Recepción de datos vía XBee

Se obtuvieron los datos a partir del uso del modulo XBEE, estos son procesados como un

puerto serie en MatLab.

Base de datos e interfaz gráfica

Como se menciono anteriormente se ha tenido la necesidad de una interfaz gráfica

asociada al estudio del ECG y del historial de pacientes con la intención de un fácil

manejo de datos así como de una interpretación clara y concisa de estos para el usuario

en cuestión.

Primeramente se hace mención de la base de datos realizada:


84

Figura 49 Base de Datos

En la Figura 49 se presenta una base de datos creada en Microsoft Excel maneja de una

manera sencilla informacion basica para llevar un control sobre el historial de pacientes,

entre los distintos campos de consulta tenemos los siguientes:

Id

Paciente

Edad

Estado Civil

Peso

Sexo

Fecha

Foto

Patologias

Comentarios


85

Posteriormente se procedió a realizar el programa principal, donde se enuncia el tipo de

estudio a realizar, los creadores del proyecto, así como el botón principal para tener

acceso al historial del paciente (Figura 50):

Figura 50 Pantalla Principal de la Interfaz Grafica

Haciendo un sencillo click sobre la opcion de Historial del Paciente el programa

desplegara una segunda ventana teniendo como resultado una ventana como en la figura

Figura 51.


86

Figura 51 Historial del Paciente

La busqueda se realiza mediante una ID asociada de manera respectiva a cada paciente,

de este modo se introduce este valor en el recuadro de ID y se hace un click en el boton

de “Busqueda por ID” el cual nos arroja la informacion del paciente proveniente de nuestra

base de datos (Figura 52).


87

Figura 52 Búsqueda por ID de historial de paciente

La pantalla de historial del paciente posee la opción de guardar datos para los casos en

los que se quiera ingresar comentarios o patologías de un paciente que ya se tenga en

registro y para lo cual se necesite guardar en el historial algunos datos que se requieran

actualizar en el momento de una nueva cita y de este modo ir teniendo un control de cada

paciente que vaya al día con la información de cada uno de ellos.

Por otro lado se cuenta con la opción de „Nuevo Paciente‟ para dar de alta un nuevo

estudio y de este modo ir actualizando la base de datos, para ello basta con dar click en el

botón de „Nuevo Paciente‟, esto nos arrojará la siguiente pantalla:


88

Figura 53 Pantalla de ingreso de datos de nuevo paciente

Con esto se actualizara la base de datos creada en Excel otorgándole una nueva Id para

su posterior manejo en la interfaz gráfica y en historial del paciente.

La ultima parte de la interfaz corresponde a la sección de ‟Realizar Estudio‟, esta

interfaz nos arroja la sección de realizar estudio

Reconstrucción de las señales electrocardiográficas

Una vez aplicado el programa de comunicación y de segmentación del paquete recibido,

las variables se separaron cada una con su respectivo canal y se agruparon en una

matriz, después de esto se aplico una serie de filtros digitales, estos filtros fueron

diseñados con ayuda del toolbox de MatLab Filter Design & Analysis Tool se dicen un

filtro cortabanda a 60 Hz y un filtro pasabajas a 200 Hz,


89

Conclusiones

Electrocardiógrafo

Con respecto al electrocardiógrafo se encuentra realizado apropiadamente ya despliega la

señal total de cada derivación, sin embargo a pesar de los filtros analógicos aplicados, se

percibe ruido, esto es probable que se deba al uso de alambre común y corriente, si se

hubiese utilizado cable blindado de grado medico es muy probable que el ruido

desapareciese, además de que los circuitos para evitar la entrada de ruido externo es

recomendable meter todos los circuitos en una caja metálica, con esto se elimina el ruido

debido al efecto de caja de Faraday. También es recomendable la aplicación de laca a la

parte posterior de la placa, con esto se evita la corrosión del cobre de las pistas y la

posibilidad de que se produzca un corto circuito si hay un contacto con un cuerpo metálico

en la cara inferior de la placa. También sería recomendable el uso de resistencias de

precisión, ya que en estas la variación nominal es del 1% mientras que la variación

nominal de las resistencias estándar varía desde 20% al 5%, esto podría parecer poco

pero cuando se necesitan corrientes sumamente controladas y frecuencias de corte muy

especificas en un filtro, estas variaciones pueden generar una degradación en su calidad

de filtrado modificando tanto las frecuencias de corte como los anchos de banda y la

ganancia del operacional que regularmente es de 1, pudiendo aumentarla o disminuirla,

estas variaciones de ganancia pueden generar una saturación del amplificador

operacional , con la consecuente pérdida total de la señal a medir o disminución de la

amplitud de la señal resultante y consecuente pérdida de la información. A pesar de esto,

gran cantidad del ruido se logra filtrar en el ordenador gracias al uso de filtros digitales, en

MatLab.

Adquisición de datos con PIC

La adquisición que se hace con el PIC está basada en el envió de datos de veloz, esto

tiene la ventaja de realizar el muestreo de la señal muy rápidamente, obteniendo una

diversidad enorme de datos por segundo, sin embargo tiene la desventaja de que al ser

una comunicación asíncrona, existe la posibilidad de que se pierdan los datos en el envió,

ya que por la misma naturaleza del protocolo no se asegura el sistema de que los datos

enviados sean recibidos correctamente, aunque en el programa de Matlab podemos hacer

que los datos perdidos sean reconstruidos artificialmente, siempre es mejor tener el


90

paquete completo de información. Para una transmisión donde el nivel de pérdida de

datos sea prácticamente nulo, es recomendable el empleo de una comunicación síncrona.

Transmisión vía Bluetooth

Cuando se trabajó con el emisor de bluetooth, en un principio existieron muchas

dificultades para su configuración inicial y la secuencia de reconocimiento de caracteres,

que inclusive fue razón de hacer un cambio de microcontrolador, anteriormente se

utilizaba un microcontrolador PIC 16f877a, pero debido a que este dispositivo

programable no es lo suficientemente potente para lograr hacer reconocimiento de

caracteres, se utilizó en el resto del proyecto el ya mencionado pic18F4550.

Posteriormente existieron problemas al inicializar el modulo cada vez que se ponía en

uso, ya que este modulo requiere direccionar de forma especifica el modulo de recepción

de bluetooth, por lo que es necesario hacer una reprogramación cada vez que se desea

cambiar de equipo receptor y esto no garantiza detección automática de un nuevo puerto

detectado, debe de configurarse con anterioridad la computadora receptora y el modulo

sin estar funcionando el microcontrolador, con la finalidad de emparejar el servicio, esto

finalmente es dar de alta en el sistema como puerto COM, así como modificar las líneas

de comando iníciales para el programa de adquisición de datos de MatLab con respecto

el puerto COM creado, ya que solo hace conexión para un puerto serie especificado

previamente.

Con la repetición del proceso este problema de configuración para la comunicación fue

transformándose en una rutina que se resuelve gracias al uso continuo del modulo.

Transmisión con módulos XBee

En este tipo de enlace de datos, los módulos se conectan directamente entre sí, sin mayor

problema de configuración, debido a las configuraciones de fábrica, esto otorga una gran

ventaja para poder hacer la conexión, olvidando por un momento la programación de los

dispositivos.

Si se desease hacer una red de monitoreo para varios pacientes, aplicar este tipo de

dispositivos sería la solución debido a la aplicación de conexión estrella gracias al manejo

del protocolo IEE 802.15.4, sin embargo tiene la desventaja de que cualquier usuario que


91

conecte otro módulo en el rango de operación puede interceptar los datos enviados,

generando así un grave problema de seguridad, sería recomendable que se hiciera uso

de la encriptación de los datos enviados, de esta manera aunque cualquier otra persona

conecte su modulo e intente escuchar los datos enviados, solo recibirá caracteres

ilegibles y sin sentido, aunque el hacer esto también implicaría una reducción en la

velocidad de sampleo ya que la encriptación y desencriptación tomaría un tiempo

determinado.

Reconstrucción de la señal

Con respecto a la reconstrucción de la señal, existe el problema que al momento de

inicialización el PIC comienza a enviar datos sin importar que el programa de MatLab esté

listo para recibirlos, esto a veces causa una desincronización de datos, esto se puede

solucionar, modificando el programa del PIC para que solo envié los datos cuando reciba

una palabra de aceptación desde el programa de MatLab, esto es algo difícil de

implementar ya que es necesario poner después de la palabra de control el terminador.

También se pueden aplicar filtros digitales de mayor orden pero estos significaría la

necesidad del uso de una computadora con mucha más capacidad de procesamiento, ya

que de lo contrario no podrá seguir el ritmo de envío de datos por parte del

microcontrolador, además que para usar un filtro de mayor orden es necesario que la

velocidad de muestreo sea mayor, es decir, que podemos obtener más puntos por

segundo.

Referencias bibliográficas

HAMPTON, John Electrocardiogramas “Trazos e interpretación”, Segunda edición.

Editorial El Manual Moderno. S.A, de C.V, México

Webster, John G. Medical Instrumentation Application and Design.

Valdes Fernand. Microcontroladores Fundamentos y aplicaciones con PIC. Editorial

Alfaomega.


92

Conclusiones

En base a los objetivos, se concluye este reporte con la elaboración de un sistema de

monitoreo inalámbrico de señales electrofisiológicas con el cual se pretende solucionar los

problemas de sistemas de monitoreo en los que las interfaces resultan de gran molestia al

usuario por las dimensiones que estos necesitan, generando así la necesidad de

contrarrestar esta problemática con tecnologías que se encuentren en el mercado

facilitando no solo el hecho de crear tecnología propia que cumpla con estos

requerimientos, sino de ser más productivo este tipo de propuestas.

Cabe señalar el uso de tecnologías para procesamiento de señales como fue el uso de

microcontroladores PIC18F4550 y de un lenguaje de programación más cómodo, rápido y

efectivo para su implementación como lo es el lenguaje PIC-Basic y que redujeron

ampliamente nuestros periodos de trabajo por su facilidad de uso y la variedad de

periféricos que nos facilitaron este proyecto como fue el uso del convertidor analógico

digital y del modulo de transmisión asíncrona USART para cumplir con lo especificado en

nuestros objetivos al momento de fungir como mediadores de digitalizar la señal y de un

modulo de envío datos respectivamente.

Sin dejar de mencionar la base fundamental de este proyecto, los diferentes protocolos de

comunicación empleados como fueron Bluetooth, Wireless y serial que permitieron de

manera satisfactoria el envío de señales procesadas convertidas a datos de carácter

digital para su posterior uso y reconstrucción en el software Matlab. Creando a su vez la

necesidad de generar una interfaz gráfica que resulta un elemento importante para el

despliegue de cada uno de estos valores obtenidos y de los distintos estudios que tienen

como finalidad la detección de cierto tipo de patologías en base al análisis de señales

electrofisiológicas provenientes del cuerpo humano, ya sea que hablemos de un

Electrocardiógrafo, Electromiografo, Electrooculograma, etc.


93

Anexos

Funciones de Transferencia

Filtro pasa altas para el Electrocardiógrafo


94

Multiplicando por

Con K=1

Filtro Pasa Bajas para el Electrocardiógrafo


95

Con K=1


96

Filtro rechaza banda para el Electrocardiógrafo

Considerando que:

R1=R2=R3=R4 R

C1=C2=C3=C4=15nF C

Figura 54 Esquemático filtro rechaza banda


97

Procedemos a realizar un análisis por nodos

Ec. (1)

Ec. (2)

Ec. (3)

Despejando se obtiene que

Ec. (3.1)

Despejando de (1)

Despejando

Despejando de (2)


98

Sustituyendo en (3.1)

De donde obtenemos los siguientes parámetros

frecuencia de corte

ancho de banda


99

factor de calidad

PROYECTO DE INVESTIGACIÓN. QUE PARA OBTENER EL TITULO …

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