INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL.

ESCUELA SUPERIOR DE INGENIERÍA MECÁNICA Y ELÉCTRICA.

UNIDAD PROFESIONAL CULHUACAN.

“ELECTROCARDIÓGRAFO DE DOCE DERIVACIONES, BAJO CONSUMO Y

COMUNICADO POR USB.”

TESIS.

PARA OBTENER EL TÍTULO DE:

INGENIERO EN COMUNICACIONES Y ELECTRÓNICA.

PRESENTA:

JUAN YAROZVALDI TRÁNSITO TRUJILLO.

MÉXICO DISTRITO FEDERAL 2007.

AGRADECIMIENTOS.

Con todo el amor, cariño, y admiración a mis amados padres: MARGARITO TRÁNSITO CRUZ y CIRILA TRUJILLO MONTUFAR, les dedico el presente trabajo que es suyo, es el fruto de su esfuerzo, por que gracias a ellos he llegado hasta aquí, desde mi concepción hasta el día de mi graduación, poniendo en practica día con día todas sus enseñanzas y valores morales, que me inculcaron durante mi crecimiento, RESPETO, TRABAJO, RESPONSABILIDAD Y AMOR, por que siempre creyeron en mí en que podía superarme, un agradecimiento muy en especial a una mujer excepcional a la licenciada JOANA EVER TRÁNSITO TRUJILLO, mi hermana inseparable que sin ella esto no fuera posible, ya que me apoyo en todo momento, éxito, angustia, y necesidad, sin dejar de mencionar a la licenciada BERNARDA TRÁNSITO TRUJILLO, que es la voz de mi conciencia, la luz que me ha guiado, me guia siempre con sus consejos y llamadas de atención, al INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL, a la ESCUELA SUPERIOR DE INGENIERÍA MECÁNICA Y ELÉCTRICA, unidad profesional CULHUACAN y a cada uno de mis profesores los cuales forjaron al profesionista que escribe estas breves líneas, de igual manera un agradecimiento más al DEPARTAMENTO DE INSTRUMENCIÓN ELECTROMECÁNICA del INSTITUTO NACIONAL DE CARDIOLOGÍA IGNACIO CHÁVEZ, por las facilidades prestadas durante el desarrollo del presente proyecto de investigación, a todas las personas que directa e indirectamente contribuyeron con el mismo, también hago un agradecimiento al doctor RAÚL MARTÍNEZ MEMIJE, más que mi asesor y profesor es uno de mis grandes amigos, por la paciencia, el tiempo y el mar de conocimientos prestados, a mi ahijado RICARDO HERNÁNDEZ TRÁNSITO, y al joven JESÚS HERNÁNDEZ TRÁNSITO, que siempre me ofrecen su amistad y compañia, y al final pero no menos importante a mis dos mejores amigos, a los ingenieros EDER TIMM MORALES y DANIEL ALEJANDRO JIMENÉZ VENTURA, que son los hermanos que Dios olvidó darme. El presente trabajo también se lo dedico a mi hermoso país: los ESTADOS UNIDOS MEXICANOS, donde doy gracias a Dios haber nacido.

INTRODUCCIÓN.

Desde 1903 el físico holandés Einthoven [1] introdujo el galvanómetro de cuerda para el registro de la actividad eléctrica del corazón (electrocardiograma), el desarrollo de la medición del ECG (electrocardiografía), ha consistido en la descripción cuidadosa de situaciones cada vez más complejas y en la elaboración de deducciones cada vez más refinadas. La escuela mexicana de Cardiología fundada por Ignacio Chávez [2], realizó en el proceso de electrocardiografía aportes de reconocida importancia a través de Demetrio Pallares y Enrique Cabrera [3] y [4], y ha mantenido una sólida producción científica. Los objetivos principales de esta escuela han sido desde entonces, el cuidado del paciente en estado crítico, y la evaluación del estado funcional del corazón (miocardio) mediante pruebas de esfuerzo. Para satisfacer dichos objetivos es necesario contar con equipos confiables de monitoreo y registros del ECG, siendo ésta una de las funciones del Departamento de Instrumentación Electromecánica del Instituto Nacional de Cardiología Ignacio Chávez.

Gracias a la importancia que se le ha dado al desarrollo tecnológico en el instituto, particularmente a los equipos de electrocardiografía en el Departamento de Instrumentación Electromecánica, se ha logrado diseñar tanto sistemas de electrocardiografía computarizados de fácil manejo, alta confiabilidad y gran seguridad; así como los circuitos, logrando un fácil y confiable procedimiento de calibración y pruebas de dichos sistemas.

En principio es necesario conocer el funcionamiento (fisiología) del corazón y la conducción de los impulsos eléctricos en éste, así como las características de los trazos producidos por la actividad eléctrica del corazón, y las etapas que constituyen un sistema de electrocardiografía.

Es obvio que en los equipos médicos el control de calidad tenga especial importancia, ya

que un mal funcionamiento o calibración repercute en falsos diagnósticos y tratamientos erróneos que afectan al paciente, por tanto, para tener un control de calidad eficaz en los equipos, es esencial conocer los requerimientos mínimos de funcionamiento.

Teniendo presente los puntos anteriores, es necesario conocer las Normas de Equipos

Médicos de Electrocardiografía. Es esencial llevar un seguimiento en la calibración y pruebas, así como el tener las

herramientas de circuitos y programas necesarios a la mano, para facilitar la realización de los ajustes y pruebas y por tanto disminuir el consumo de tiempo requerido anteriormente para estas.

Si a todo lo anterior se agrega el hecho de que la tecnología avanza rápidamente, por un

lado el funcionamiento de este tipo de sistemas presentan un ahorro de tiempo real, y su tamaño se ha reducido considerablemente, en la actualidad se buscan optimizar estos dos aspectos mencionados, con diseños que cumplan con este tipo de demandas, se tienen que buscar alternativas para los sistemas de registro, de agujas térmicas, comunicaciones para los sistemas computarizados y consumos.

Las propuestas realizadas en el presente trabajo sugieren una solución en la siguiente evolución acelerada de la tecnología cambiando las agujas térmicas, papel electrocardiográfico, así como la comunicación serial, dando paso a la tecnología de bajo consumo y alta velocidad de transferencia de datos, mediante el bus USB.

En este trabajo presentamos el diseño y construcción de un sistema de electrocardiografía de doce derivaciones, de bajo consumo, alimentado por puerto USB (Universal Serial Bus), así mismo el registro de la señal de electrocardiograma (ECG) sea mediante el mismo puerto ya sea, de una computadora personal (PC) portátil (LAPTOP) o de escritorio.

El sistema consiste en un circuito de tres canales simultáneos que registran la actividad

eléctrica del corazón de un paciente en doce derivaciones mediante un cable de ECG de 10 terminales.

Se hace la amplificación inicial utilizando el amplificador de instrumentación AD620, se

continúa con un filtrado de 0.05Hz en la parte de bajas frecuencias y 120Hz para las altas frecuencias. Una vez realizado este proceso se hace la amplificación final, se hace el aislamiento

eléctrico de tipo magnético, la comunicación USB se logra usando un sistema de adquisición de datos comercial (SAD) modelo USB-1208FS, que cuenta con resolución de 12 Bits.

El programa y la interfase de control para la adquisición de los datos y despliegue de

señales provenientes del puerto USB la programación se desarrolló para el sistema operativo Windows XP, y se escribió en lenguaje DELPHI 7.0.

El sistema se alimenta con 5V, demanda 25mA, cuenta con un CMRR de 97dB, rango

dinámico de entrada de 4mV ±5% y ancho de banda de 0.05Hz a 120Hz, lo cual lo hace adecuado para hacer el diagnóstico clínico.

ÍNDICE. CAPITULO I ANTECEDENTES, OBJETIVO GENERAL Y OBJETIVOS ESPECÍFICOS. 1

1.1 Sistema de electrocardiografía INC-2……………………………………………………… 2 1.2 Descripción física………………………………………………………………………….. 4 1.3 Descripción funcional……………………………………………………………………… 5 1.4 Objetivo general del trabajo……………………………………………………………… 6 1.5 Objetivos específicos.……………………………………………………………………. 6

CAPITULO II MARCO TEÓRICO. 7

2.1 Electrofisiología del corazón………………………………………………………………. 8 2.2 El electrocardiograma normal……………………………………………………………... 10 2.2.1 Derivaciones bipolares…………………………………………………………… 13 2.2.2 Derivaciones unipolares…………………………………………………………. 15 2.2.3 Registro del electrocardiograma…………………………………………………. 17 2.2.4 Bloques funcionales de un electrocardiógrafo…………………………………… 18 2.3 Sistemas típicos de electrocardiografía…………………………………………………… 20

CAPITULO III NORMAS PARA SISTEMAS DE ELECTROCARDIOGRAFÍA. 22 3.1 Requerimientos…………………………………………………………………………….. 23 3.2 Marcaje en el sistema……………..……..…………………………………………………. 23 3.3 Especificaciones de funcionamiento……………..……..………………………………….. 24 3.4 Requerimientos de funcionamiento……………..……..…………………………………… 26 3.4.1 Condiciones de operación………………………………………………………... 26 3.4.2 Protección a sobrecarga…………………………………………………………... 26 3.4.3 Corrientes de riesgo………………………………………………………………. 27 3.4.4 Sistemas de alarma……………………………………………………………….. 27 3.4.5 Voltaje de calibración……………………………………………………………. 28 3.4.6 Control de sensitividad…………………………………………………………… 28 3.4.7 Interacción entre canales de ECG……………………………………………….. 28 3.4.8 Respuesta en frecuencia………………………………………………………….. 28 3.4.9 Sobretiro………………………………………………………………………….. 29 3.4.10 Rechazo en modo común………………………………………………………. 29 3.4.11 Impedancia de entrada………………………………………………………….. 30 3.4.12 Ruido en el sistema……………………………………………………………... 30 CAPITULO IV ELECTROCARDIÓGRAFO DE DOCE DERIVACIONES, BAJO CONSUMO Y Y COMUNICADO POR USB.

31

4.1 Diagrama a bloques………………………………………………………………………… 32 4.2 Criterios adoptados para el diseño…………………………………………………………. 34 4.3 Designación de los dispositivos a utilizar………………………………………………….. 36 4.4 Diseño e interpretación del circuito………………………………………………………... 42 4.5 Elaboración del circuito……………………………………………………………………. 62

I

CAPITULO V PROTOCOLO DE CALIBRACIÓN Y PRUEBAS. 73 5.1 Tierra de referencia a 2.5V………………………………………………………………. 75 5.2 Etapa de acoplamiento, seguidores de voltaje…………………………………………… 77 5.3 Pulso de calibración……………………………………………………………………… 79 5.4 Red de Wilson……………………………………………………………………………. 81 5.5 Selección de las derivaciones……………………………………………………………. 87 5.6 Control de la selección de las derivaciones……………………………………………… 90 5.7 Amplificador de instrumentación………………………………………………………… 92 5.8 Restauración de basal……………………………………………………………………. 94 5.9 Filtro pasa altas de 60 dB/década tipo Butterworth……………………………………… 95 5.10 Filtro Notch…………………………………………………………………………….. 100 5.11 Filtro pasa bajas de 100dB/década tipo Butterworth…………………………………… 104 5.12 Generadores de señales de reloj de filtros digitales…………………………………….. 109 5.13 Amplificación final……………………………………………………………………… 112 5.14 Fuente aislada………………………………………………………………………… 114 5.15 Señales de control……………………………………………………………………… 115 5.16 Corriente de consumo total…………………………………………………………… 118 5.17 Ganancia total………………………………………………………………………… 119 5.18 Factor de rechazo a modo común (CMRR)…...……………………………………… 121 5.19 Diseño en formato PCB del circuito prototipo...………………………………………. 123 5.20 Especificaciones eléctricas del circuito prototipo…………………………………… 123 5.21 Comunicación USB…………………………………………………………………… 124

CAPITULO VI APORTACIONES Y CONCLUSIONES. 127 6.1 Aportaciones y conclusiones……………………………………………………………... 128 REFERENCIAS BIBLIOGRAFÍCAS. 129

APÉNDICES. i

A Programas utilizados para los microcontroladores……………………………………….... ii B Diseño en formato PCB del circuito del electrocardiógrafo.……………………………..... xii C Diagrama esquemático del electrocardiógrafo.………….………………….……………… xix

II

1

CAPÍTULO I.

ANTECEDENTES, OBJETIVO GENERAL,

Y OBJETIVOS ESPECÍFICOS.

2

1.1 SISTEMA DE ELECTROCARDIOGRAFÍA INC-2.

A lo largo de varios años el maestro Ignacio Chávez promovió desde el Instituto Nacional de Cardiología reiteradas inquietudes para introducir la computación en la medicina, en 1978 logra construir el primer centro de cómputo médico, junto con la electrocardiografía, como uno de sus principales cometidos. En el primer Congreso Nacional de Ingeniería Biomédica, realizado del 16 al 18 de noviembre de 1978 por el propio Instituto Nacional de Cardiología, ese mismo año se presenta varios trabajos de electrocardiografía computarizada, por parte de Escuelas de Ingeniería Biomédica y del Instituto. Actualmente existe un marcado interés por esta temática a nivel de varios grupos médicos y paramédicos, así como una fuerte inquietud por volcar en beneficio de la medicina de alto nivel académico alcanzado en ciencias de la computación dentro del país. Podría decirse que el aislamiento y el relativo atraso quizás en último extremo resultó provechoso, pues el desarrollo de la informática medica se inicia cuando ya los equipos de computo resultan más accesibles en su aspecto económico, y fundamentalmente: cuando ya las técnicas básicas han sido bien dominadas por los ingenieros mexicanos, lo cual permitirá implementar soluciones reales adaptadas a nuestras necesidades y recursos. El sistema de electrocardiografía INC-2 es un equipo que forma parte de una serie de instrumentos para electrocardiografía desarrollados en el departamento de instrumentación del instituto Nacional de Cardiología Ignacio Chávez. Este sistema se basa en una computadora personal (PC), a la que se le agregaron los circuitos y programas necesarios, para que funcione como un monitor de ECG. El sistema de electrocardiografía INC-2 muestra continuamente el electrocardiograma (ECG), la temperatura, la frecuencia cardiaca y verifica la existencia de alarmas por frecuencia cardiaca alta o baja, puede congelar trazos, almacenarlos en memoria, guardar la información en disco magnético y reportar en papel los trazos obtenidos. El ECG monitoreado puede ser cualquiera de las 12 derivaciones en grupos de 3 o de una en una. Los trazos monitoreados se pueden congelar, guardar temporalmente en memoria, guardar permanentemente en disco y graficarlos en papel milimétrico. La temperatura se actualiza cada que se termina un barrido que tiene una duración aproximada de 4seg. La frecuencia cardiaca se calcula al final de cada barrido, y si no esta en el rango preseleccionado como normal, se genera una alarma audible y visible. El manejo general del equipo se hace con un teclado especificado de 10 teclas, con un menú especificado y de manera amigable. Las ventajas que presenta la utilización de esta tecnología son: la obtención de equipos de calidad a bajo costo, el intercambio de información entre diferentes sistemas, facilidad de actualización y mantenimiento económico.

3

Las especificaciones de este equipo son:

• Captura las nueve derivaciones unipolares en tres grupos de tres aVR, aVL, aVF, V1, V2, V3, V4, V5 y V6.

• Captura tres canales simultáneos aVR, aVL y aVF ó V1, V2 y V3 ó V4, V5 y V6.

• Calculas las tres derivaciones bipolares I, II y III a partir de las tres unipolares aVR, aVL y

aVF.

• Monitoreo de doce canales simultáneos en grupos de tres.

• Monitoreo de un canal cualquiera de las doce derivaciones disponibles.

• Impresión de las doce derivaciones en una hoja carta milimétrica en un formato corto de 2.8 segundos.

• Impresión de tres derivaciones cualquiera de los tres grupos en una hoja carta milimétrica

en un formato largo de 4.25 segundos.

• Tres memorias con tres derivaciones cada una.

• Respuesta en frecuencia de 0.5Hz a 40Hz o de 0.05Hz a 100Hz.

• Rechazo en modo común mayor a 70dB.

• Impedancia de entrada de los electrodos mayor a 50MΩ.

• Protección contra desfibrilación.

4

1.2 DESCRIPCIÓN FÍSICA El sistema de electrocardiografía INC-2 está representado en la figura 1.1 y constituido por las siguientes partes:

1. Una computadora personal con las especificaciones de la IBM PC. Contiene 640KB de memoria RAM (Random Access Memory), un controlador de video y monitor CGA, una unidad de disco flexible, un puerto paralelo y un puerto serie.

2. Un disco de programas. 3. Una impresora de gráfica Canon BJ-10E. 4. Un módulo de amplificadores de ECG. 5. Un digitalizador de ECG (DECG). 6. Un cable de paciente de diez puntas. 7. Un transductor de temperatura.

Figura 1.1. Sistema de Electrocardiografía.

TL084CN

TL084CN

TL084CN

TL084CN

TL084CN

TL084CN

TL084CN

TL084CN

TL084CN

TL084CN TL084CN TL084CN

( 1 ) ( 2 )

( 3 )

( 5 )

( 6 )

( 7 )

( 4 )

5

1.3 DESCRIPCIÓN FUNCIONAL Para una mejor compresión del funcionamiento del sistema, enseguida se describirá a nivel de bloques como lo muestra la figura 1.2. Las señales eléctricas generadas por el corazón del paciente (1) son acopladas a los amplificadores de ECG (3) por medio de una interface al paciente (2). Se amplifican el nivel de las señales de milivolts (mV) a volts (V) quinientas veces. Una vez amplificadas las señales se pasan aún convertidor analógico digital (4), o sea, transforma las señales analógicas generadas por el corazón en señales digitales para ser procesadas por la computadora personal (5). Las señales que el digitalizador de ECG transmite a la computadora, las recibe el microprocesador para hacerle algunos procesos numéricos; después las guarda en memoria y las despliega en el monitor (6). Cuando se desea graficar las señales, el microprocesador las toma de memoria, les hace ajustes de impresión y las saca por un puerto de salida a la impresora gráfica (7).

Figura 1.2. Descripción del sistema de Electrocardiografía INC-2.

El control general de los dispositivos de la computadora y los circuitos agregados es

realizado por el microprocesador, a través de un programa elaborado especialmente para esta aplicación. Este programa está almacenado en un disco magnético (8) y se pasa al microprocesador a través de la unidad de disco de la computadora.

Para manejar el equipo, el microprocesador verifica constantemente si alguna tecla está

presionada; cuando esto ocurre, el procesador ejecuta el programa correspondiente a la opción elejida.

INTERFACE AL

PACIENTE.

( 1 ).

AMPLIFICADORES DE

ECG.

CONVERTIDOR A/D DE 10 BITS.

MEMORIA.

MICROPROCESADOR.

P T O .

D E

S A L I D A .

P T O .

D E

E N T R A D A . UNIDAD DE

DISCO.

( 2 ).

( 3 ).

( 4 ).

( 5 ).

( 6 ).

( 7 ).

( 8 ).

6

1.4 OBJETIVO GENERAL.

El presente trabajo tiene como finalidad el diseño y construcción de un sistema electrocardiográfico de doce derivaciones, bajo consumo, alimentado por puerto USB (Universal Serial Bus), así mismo, que el registro de la señal de electrocardiograma (ECG) sea mediante el mismo puerto, ya sea él de una computadora personal (PC) portátil (LAPTOP) o de escritorio y como objetivo final el diseño del sistema con dispositivos de montaje superficial en formato PCB (Printer Circuit Board).

1.5 OBJETIVOS ESPECÍFICOS.

• Investigación y documentación de las características de alimentación y transferencia de datos de puerto USB.

• La búsqueda y comparación de dispositivos de bajo consumo, y encapsulado de montaje superficial.

• Investigación de la estructura básica de un electrocardiógrafo de doce derivaciones.

• Búsqueda de las normas para equipos de electrocardiografía, como son: aislamiento, ancho de banda, ganancia, etc.

• Diseño esquemático del electrocardiógrafo.

• Caracterización, pruebas y calibración del prototipo tanto de cada uno de los bloques que lo conforman, así como del circuito en conjunto.

7

CAPÍTULO II.

MARCO TEÓRICO.

8

2.1 ELECTROFISIOLOGÍA DEL CORAZÓN. El corazón es un órgano muscular que impulsa la sangre a través de los conductos llamados vasos. Está situado entre los pulmones, y alrededor de dos tercios de su masa está a la izquierda de la línea media del cuerpo. Tiene la forma de un cono, su tamaño es aproximado a un puño cerrado, y está envuelto en una membrana serosa denominada pericardio. Se compone de tres paredes; la externa o epicardica (membrana que tapiza la superficie externa de las cuatro secciones cardiacas), la intermedia o miocardio y la interna o endocardio (membrana que tapiza la superficie interna de las cuatro secciones cardiacas) [5]. El corazón se divide principalmente en cuatro secciones o cavidades; aurícula derecha, aurícula izquierda, ventrículo derecho y ventrículo izquierdo. La sangre entra por la vena cava superior (vena mayor por la cual llega al corazón la sangre procedente del cerebro, extremidades superiores y tórax) hacia la aurícula derecha, y por la vena cava inferior (vena mayor por la cual llega al corazón la sangre procedente de las extremidades inferiores, pelvis y abdomen) hacia la misma aurícula derecha; esta bombea la sangre venosa hacia el ventrículo derecho el cual manda a oxigenar la sangre hacia los pulmones por medio de la arteria pulmonar, regresando esta ya oxigenada hacia la aurícula izquierda el cual la manda hacia el ventrículo izquierdo; este bombea la sangre hacia la arteria aorta la cual distribuye la sangre hacia los tejidos y órganos del cuerpo. El nodo seno auricular es la unión de las venas cavas con la aurícula derecha y es quien genera los estímulos que desencadenan en la contracción cardiaca; el nodo aurículo ventricular es la unión de las aurículas con los ventrículos y también genera estímulos pero por ser más lentos que los del nodo seno auricular no comanda al corazón. Entre los ventrículos existen dos ramas (izquierda y derecha) llamadas Haz de His las cuales llevan a cabo la conducción de los estímulos a los ventrículos, auxiliándose de ramas más delgadas llamadas fibras de Purkinje las cuales se internan aún más en estos.

Los músculos que forman el corazón se excitan eléctricamente, por tanto la fisiología de la conducción de la excitación eléctrica del corazón se indica en las siguientes líneas y se muestra en la figura 2.1.

Para que pueda efectuarse el bombeo de la sangre, el corazón debe de contraerse sincrónicamente. Para que se contraiga el músculo cardiaco, debe de haber una corriente eléctrica que provoque la contracción de las fibras musculares desencadenándose esta por todos los músculos del corazón. Esta a su vez contrae a las fibras cardiacas vecinas, produciéndose así la conducción de la excitación eléctrica del corazón, la cual se realiza preferentemente sobre caminos específicos descritos a continuación

El impulso eléctrico (despolarización) se inicia en el seno auricular (el cual posee excitación automática), se extiende por los músculos auriculares que al momento se contraen, cruza el nodo aurículo ventricular, desciende por la rama derecha e izquierda del Haz de His, llegando el impulso finamente a las fibras de Purkinje, produciendo entonces la contracción ventricular y posteriormente la relajación [5].

El nodo seno auricular, es el que comanda al corazón, pues en ella se originan los estímulos

eléctricos que alcanzan a todas las fibras musculares del órgano [5].

9

Figura 2.1. Fisiología del corazón [6].

La propiedad de producir estímulos sin intervención externa recibe el nombre de automatismo y es en el nodo seno auricular en el que se originan normalmente entre 60 y 80 estímulos por minuto (ritmo seno auricular); se dice que dicho ritmo tiene una frecuencia entre las cifras dadas. Si la frecuencia de los estímulos que nacen del seno es menor, se habla de bradicardia seno auricular (por ejemplo una frecuencia entre 50 y 60 por minuto) y si es mayor se dice taquicardia seno auricular (por ejemplo 90 o más latidos por minuto) [5].

El nodo aurículo ventricular como todo tejido específico, tiene su propio automatismo, pero éste es inferior en frecuencia al del nodo seno auricular; si la ritmicidad normal del seno es 70 y 80 estímulos por minuto, la ritmicidad normal del nodo es entre 50 y 60 estímulos en el mismo lapso. Por ser su actividad menor, el nodo aurículo ventricular no comanda al corazón y solamente la hace en condiciones anormales, por ejemplo cuando el seno deja de funcionar por miocarditis (inflamación del músculo cardiaco provocando disminución notable en el ritmo cardiaco a consecuencia de la lesión de las fibras cardiacas) o por isquemia (disminución o supresión del flujo sanguíneo en una zona u órgano del cuerpo, por ejemplo cuando existen vendajes demasiado apretados); entonces el nodo toma pasivamente el mando y se constituye un ritmo nodal lento (entre 50 y 60 por minuto) en vez del ritmo seno auricular normal. El nodo también puede tomar el mando de manera activa, siempre y cuando adquiera un automatismo anormal superior al del seno, como sería los ritmos nodales rápidos entre 90 y 140 latidos por minuto, a los que se les conoce como taquicardias nodales (surge bruscamente por sensaciones de angustia y agobio) [5].

10

2.2 EL ELECTROCARDIOGRAMA NORMAL El electrocardiograma (ECG) consiste en el registro de las señales eléctricas producidas a nivel del músculo cardiaco durante su excitación, y captadas sobre la superficie corporal mediante electrodos conectados a la piel. El fenómeno básico involucrado en la generación de estas señales consiste en que la pared (membrana) de todas las células musculares se halla permanentemente cargada eléctricamente, existiendo una diferencia de potencial de aproximadamente 0.1V entre el interior y exterior, siendo el interior negativo respecto al exterior.

En ciertas partes del corazón, que se denominan marcapasos, el potencial eléctrico de la membrana presenta continuas oscilaciones y se generan, cuando el potencial llega a cierto nivel periódicamente, pulsos casi cuadrados de unos 200 milisegundos de duración, durante los cuales se invierte la polaridad eléctrica de la pared celular.

En el corazón existe en condiciones normales sólo un marcapasos, situado en la aurícula

derecha y llamado seno auricular, del cual ya se hablo anteriormente. Como todas las células del músculo cardiaco están conectadas entre sí y su membrana

presente tiene la misma polarización eléctrica; esto determina que una vez originado en el marcapasos un potencial de acción (impulso), este se propaga a la totalidad del miocardio, regenerándose en cada punto del recorrido.

El impulso generado en el marcapasos seno auricular se propaga a lo largo del miocardio a

través del músculo cardiaco, y luego alcanza el nodo aurículo ventricular. A este nivel se dificulta la propagación eléctrica por causas estructurales, y entonces la corriente más débil demora más en reproducir el disparo de potenciales. Este retardo de repropagación tiene por finalidad alejar en el tiempo el latido auricular del ventricular, para que las aurículas puedan expulsar su contenido de sangre hacia los ventrículos.

El nodo aurículo ventricular se halla conectado a su vez con el Haz de His y la Red de

Purkinje (ya definidos anteriormente) cuya estructura permite fácil conducción eléctrica y por tanto una regeneración rápida, que determina alta velocidad de propagación del impulso. Este sistema tiene por función el distribuir la señal eléctrica en forma rápida y homogénea a los ventrículos.

La relación existente entre el impulso dado a las células y el electrocardiograma obtenido a

nivel de la superficie corporal se describe a continuación: Como se ha dicho, la propagación del impulso implica que circule una corriente eléctrica

entre la zona excitada y las vecinas que aún están en reposo. Las líneas de corriente se distribuyen por todo el volumen del conductor (todo el cuerpo) y entre dos puntos cualesquiera del mismo aparecen diferencias de potencial.

Así al registrar un trazo electrocardiográfico se suceden en el tiempo una serie de ondas

(variaciones de potencial) que se repiten para cada latido con igual forma y duración, si no cambia el ritmo cardiaco y la forma de activación eléctrica del corazón.

11

Einthoven [7][8] denominó a estas ondas con las letras P, Q, R, S, T y U como lo muestra la figura 2.2. Un grupo de ondas está separado del siguiente grupo por una línea horizontal en la que no se conoce actividad eléctrica. Esta línea se denomina isoeléctrica, de referencia o línea cero [7][8].

Figura 2.2. Señal de Electrocardiograma [9].

La onda P se produce por la despolarización o activación de ambas aurículas, en otras palabras, la onda P representa la despolarización auricular. Es una onda discretamente redondeada. Su duración normal no excede 0.10seg o 10Hz y su voltaje máximo es de 0.25mV (2.5mm) [7][8]. Las ondas Q, R y S son el resultado de la despolarización ventricular y en conjunto se les denomina complejo QRS. Se llama Q a la primera onda negativa del complejo ventricular, seguida de la onda R. Se llama onda R a la primera onda positiva del complejo ventricular, si existe más de una onda positiva, a la segunda se le llama R’ ver figura 2.3 [7][8]. La onda S es negativa, pero lleva como condición que vaya precedida de una onda positiva u onda R. Si se inscriben dos ondas S, a la segunda se le denomina S’ como se muestra en la figura 2.3 [7][8].

NODO SINUSAL

MÚSCULO ARTERIAL

MÚSCULOS

VENTRICULARES

FIBRAS DE PURKINJE

HAZ DE HIS

HAZ COMÚN

12

Figura 2.3. Muestra 4 ondas; 2 ondas R y 2 ondas S. La duración normal del complejo QRS oscila de 0.06 a 0.10seg, o de 10Hz a 16.66Hz, con mayor frecuencia alrededor de 0.08seg o 12.5Hz [7][8]. El espacio comprendido entre el principio de la onda P y el principio del complejo QRS (figura 2.4) se denomina espacio P-R.

Su medida es el tiempo que transcurre desde que el estímulo se origina en el seno auricular hasta que llega a los ventrículos y activa las primeras fibras musculares ventriculares.

El espacio se denomina P-R independiente de que e complejo ventricular se inicie con la

onda Q u onda R. Después del complejo QRS sigue un pequeño espacio a nivel de la línea isoeléctrica que se denomina espacio S-T o RS-T ver figura 2.4. Enseguida se inscribe la onda T que es el resultado de las fuerzas eléctricas originadas por la relajación o recuperación de los ventrículos. La onda T es redondeada, de ramas limpias y sin muescas. Habitualmente su primera rama es más lenta que la segunda como se muestra en la figura 2.4. El espacio Q-T comprendido entre el principio del complejo ventricular y el final de la onda T constituye la sístole eléctrica ventricular, tiempo necesario para completar la excitación y recuperación eléctrica de los ventrículos (figura 2.4).

Su medida es función de la frecuencia ventricular (aproximadamente 0.35seg). La onda U es el último accidente eléctrico del trazo electrocardiográfico. Es una onda pequeña y positiva; se observa sobre todo en las derivaciones precordiales derechas [7][8].

R

Q

R’

S’

S

13

Figura 2.4. Ondas del trazo de Electrocardiografía [10].

2.2.1 DERIVACIONES BIPOLARES. Si Registramos la diferencia de potencial entre dos puntos diferentes de la superficie corporal estamos registrando una derivación bipolar. Si colocamos un electrodo en el brazo derecho y otro de referencia en el brazo izquierdo obtenemos la derivación DI como lo indica la figura 2.5. Si ahora colocamos un electrodo en el brazo derecho y el otro de referencia en la pierna izquierda obtenemos la derivación DII. Si por último colocamos un electrodo en el brazo izquierdo y el otro de referencia en la pierna izquierda obtenemos la derivación DIII. De esta forma queda constituido un triángulo que corresponde al triángulo descrito por Einthoven en 1913 [7], que para fines prácticos se considera equilátero (figura 2.6).

El electrodo que normalmente se coloca en la pierna derecha al registrar un electrocardiograma se conecta a tierra para eliminar la corriente eléctrica que pueda pasar del equipo al cuerpo.

DURACIÓN DE UN CICLO CARDIACO

SEGMENTO Q-T

COMPLEJO QRS

ESPACIO P-R

MILISEGUNDOS.

M I L I V O L T S .

14

Figura 2.5. Localización de las derivaciones bipolares [11].

Figura 2.6. Triángulo de Einthoven [12].

15

2.2.2 DERIVACIONES UNIPOLARES. Son aquellas que registran la actividad eléctrica del corazón desde un solo punto en la superficie corporal, siendo éstas; derivación aVR que registra el potencial eléctrico del brazo derecho, derivación aVL que registra el potencial eléctrico del brazo izquierdo y la derivación aVF la cual registra el potencial eléctrico en la pierna izquierda; estas son llamadas derivaciones unipolares de los miembros. Cada uno contra un punto de referencia el cual tiene un potencial correspondiente al centro del cuerpo. Este punto de referencia se obtiene al conectar los tres electrodos activos de los miembros en un mismo punto mediante resistores del mismo valor. El potencial en el punto de unión de los resistores corresponde al promedio de los potenciales de los electrodos. En el tipo de derivación unipolar el electrodo es usado como electrodo explorador, así como contribuyente del punto de referencia; esta doble función provoca una señal de electrocardiografía (ECG) con una amplitud muy pequeña. Y en el tipo de derivación unipolar aumentada (figura 2.7), el electrodo utilizado como explorador no se utiliza para el punto de referencia, provocando el incremento en amplitud de la señal de ECG sin cambiar esto la forma de onda apreciablemente.

Figura 2.7. Localización de las derivaciones unipolares.[13]

16

Las derivaciones unipolares restantes son las denominadas derivaciones precordiales cuyos electrodos exploradores se coloca en cada uno de los seis puntos predesignados en el tórax. Estos puntos son llamados puntos precordiales unipolares y son designados de V1 hasta V6:

• V1.- Intersección del cuarto espacio intercostal derecho con el borde derecho del esternón.

• V2.- Intersección del cuarto espacio intercostal izquierdo con el borde izquierdo del esternón.

• V3.- Entre V2 y V4.

• V4.- Intersección del quinto espacio intercostal izquierdo con la línea media clavicular.

• V5.- A la misma altura de V4 en la intersección con la línea axilar anterior

• V6.- A la misma altura de V4 y V5 en la intersección con la línea axilar media.

Los tres electrodos activos de los miembros son utilizados para obtener el punto de referencia, mientras que uno de los electrodos es colocado en alguno de los puntos toráxicos es usado como un electrodo exploratorio (figura 2.8b).

Figura 2.8. (a) Colocación de las precordiales, (b) Localización de las precordiales.[11] Por esa razón todas esas derivaciones se consideran como derivaciones alejadas. En electrocardiografía experimental son más útiles las derivaciones directas; es decir, aquellas que se obtienen derivando directamente de la superficie epicárdica, de la superficie endocárdica o de las mismas paredes libres del músculo cardiaco [7].

17

2.2.3 REGISTRO VISUAL DEL ELECTROCARDIOGRAMA.

Anteriormente el registro del electrocardiograma se hacia solo en papel, actualmente éste puede ser también en pantalla.

Según las normas de sistemas de electrocardiografía es necesario tener un ancho de canal no

menor a 30mm para poder visualizar fácilmente el trazo de electrocardiografía en pantalla. El papel electrocardiográfico viene provisto de una cuadricula (figura 2.9) cuyas líneas

horizontales y verticales están separadas entre si 1mm; cada 5mm/seg, las líneas verticales que miden el tiempo corresponden a:

.04.01 segmm =

Las líneas horizontales también separadas entre si 1mm, sirven para medir el voltaje de las

deflexiones electrocardiográficas. Cuando el aparato se ajusta a una sensitividad de 1mV por centímetro, una deflexión o desplazamiento de la pajilla inscriptora de 1cm equivalente de 1mV; como se muestra en la figura:

Figura 2.9. Papel electrocardiográfico.

10mm = 1mV.

1mm

1mm

25mm = 1seg.

18

2.2.4 BLOQUES FUNCIONALES DE UN ELECTROCARDIÓGRAFO.

En la figura 2.10 se muestra un diagrama a bloques de un electrocardiógrafo de diagnóstico Para entender el funcionamiento global de este sistema, consideramos cada bloque por separado [13].

1. Circuito de protección. Este circuito incluye los dispositivos de protección para que los altos voltajes que puedan aparecer a la entrada del electrocardiógrafo no lo dañen.

2. Selector de derivación. Cada electrodo conectado al paciente se conecta al selector de derivación del electrocardiógrafo. La función de este bloque es determinar qué electrodos son necesarios para una derivación en particular, y conectarlos al resto del circuito. En esta parte se hacen las conexiones para la tierra central de Wilson. Este bloque puede ser controlado por el operador o por el microcontrolador del electrocardiógrafo cuando se opera en modo automático, se selecciona una o más derivaciones para ser grabadas. En modo automático, cada una de las 12 derivaciones normales se graba durante 10 segundos.

3. Señal de calibración. 1mV es la señal de la calibración, se introduce momentáneamente en el electrocardiógrafo para cada canal.

4. Preamplificador. Es la etapa que lleva a cabo la amplificación inicial del ECG. Esta fase debe tener impedancia de la entrada muy alta y un rechazo en modo común alto (CMRR). Es un amplificador de instrumentación que consiste en tres amplificadores operacionales.

5. Circuito de aislamiento. Este bloque contiene una barrera para el paso de la corriente de la línea comercial de 60Hz. Por ejemplo, si el paciente entrara en contacto con una línea de 120V, esta barrera impediría que corrientes peligrosas fluyeran por paciente a través del amplificador conectado a la tierra del grabador o microcontrolador.

6. Circuito de la pierna derecha. Este circuito proporciona un punto de la referencia en el paciente que normalmente está conectada a tierra. Esta conexión se hace a un electrodo en la pierna derecha del paciente.

7. Amplificador. Amplifica la señal del ECG a un nivel en el cual se pueda registrar apropiadamente en el grabador. Su entrada debe tener acoplamiento para que los voltajes de error no sean amplificados por el preamplificador, los cuales no son detectados en su entrada. Estos voltajes de corriente continua, cuando son amplificados por esta etapa, podrían causar saturación. También en esta etapa se lleva acabo el filtro pasa banda del ECG para dar las características de frecuencia descritos previamente. También tiene un control de voltaje error, es usado para posicionar en nivel cero la señal en el esquema de papel. Este control ajusta el nivel de salida de la señal.

8. Sistema de memoria. Muchos electrocardiógrafos modernos guardan electrocardiogramas en memoria e imprimen en papel. La señal se digitaliza primero por un convertidor analógico digital (ADC), y se hacen muestras de 10 segundos, de cada derivación, se guardan en memoria. La información del paciente introducida vía el teclado también se guarda.

9. Microcontrolador. Controla el funcionamiento global del electrocardiógrafo. El operador puede seleccionar modos de operación, recurriendo a un programa particular. Por ejemplo, ella o él pueden pedir al microcontrolador generar las 12 derivaciones de un electrocardiógrafo estándar seleccionando tres segmentos de 10 segundos simultáneos de las 6 derivaciones del plano frontal seguido por tres segmentos de 10 segundos de las 6 derivaciones del plano transversal. En algunas máquinas el microcontrolador también puede realizar un análisis preliminar del electrocardiograma para determinar el estado del corazón, reconocer algunos tipos de arritmias, calcular los ejes de varias características del electrocardiograma, y determinar los intervalos entre estas características.

19

Un teclado y un visualizador alfanumérico pequeño permitan al operador comunicarse con el microcontrolador. 10. Grabación-Impresión. Proporciona una copia impresa de la señal de ECG grabada.

También imprime la identificación paciente, información clínica introducida por el operador, y los resultados del análisis automático del electrocardiograma. Aunque los grabadores oscilográficos del tipo analógico eran empleados para esta función en el pasado, los electrocardiógrafos modernos hacen uso de técnicas de grabación térmica o electrostática en las que la única parte móvil es el papel al ser transportado bajo el cabezal de impresión.

Figura 2.10. Diagrama a Bloques de un Electrocardiógrafo.[13]

ELECTRODOS SENSANDO

DETECTOR DE CABLES SUELTOS.

PROTECCIÓN CONTRA

DESFIBRILADOR

SELECTOR DE DERIVACIÓN PREAMPLIFICADOR

AUTO CALIBRACIÓN

RESTAURACIÓN BASAL.

CIRCUITO AISLADOR

ELECTRODO DE PIE

DERECHO

ADC MEMORIA

FUENTE DE ALIMENTACIÓN

AISLADA

TECLADO

TODOS LOS BLOQUES INDICADOS SE ACTIVAN DE FORMA SIMULTÁNEA PARA LAS DOCE DERIVACIONES DIFERENTES.

ACOPLE DE IMPEDANCIA.

AMPLIFICADOR GRABADOR/ IMPRESOR

MICROCONTROLADOR

VISUALIZADOR DEL OPERADOR

PROGRAMA DE CONTROL

PROGRAMA DE ANÁLISIS DEL ECG

20

2.3 SISTEMAS TÍPICOS DE ELECTROCARDIOGRAFÍA.

A continuación mencionaremos algunos sistemas los cuales cuentan con las mismas etapas, como el diseñado en el Departamento de Instrumentación Electromecánica del Instituto Nacional de Cardiología Ignacio Chávez.

Y por tanto los métodos de calibración y seguridad al paciente pueden ser aplicables para estos y otros sistemas de electrocardiografía, diferenciándose de un sistema a otro solo en la conexión del equipo, la calibración con las terminales de los componentes electrónicos. Como primer ejemplo tenemos el Encefalógrafo, el cual registra la actividad eléctrica del cerebro, y la grafica de este voltaje recibe el nombre de electroencefalograma (EEG) [14], el cual toma las lecturas de la diferencia de potencial eléctrico entre pares de electrodos colocados en el cuero cabelludo. Como puede entenderse el encefalógrafo es muy similar al electrocardiógrafo.

Ambos miden diferencias de potenciales eléctricos solo que uno se refiere a las señales eléctricas del cerebro y el otro a las del corazón. Y por tanto siguen el mismo sistema de medición. Por el tipo de señales que lee el EEG (del orden de 5µV a 150µV), este es muy sensitivo para detectar señales de la actividad del frente muscular, movimiento de ojos y cabeza, índice de actividad del corazón, espigas de ondas cerebrales o actividad irregular de ondas lentas, y si no se es cuidadoso la señal de 60Hz de la línea de alimentación.

Para eliminar este ruido, el EEG generalmente incorpora un filtro pasa banda que solo permite el paso de frecuencia en el intervalo de 4Hz a 20Hz que es el rango en que se encuentran las señales detectadas, y con la amplitud mínima de 5µV. La circuitería de los EEG modernos está dividida en 2 secciones; la de preamplificador/filtro y la de digitalizador/control (figura 2.11).

Figura 2.11. Etapas del Encefalógrafo (EEG).

La etapa de preamplificador y filtro recibe los niveles de señales analógicas del orden de microvolts (µV) y los amplifica a niveles accesibles para su digitalización. La sección digitalizadora toma la señal y realiza su acondicionamiento y conversión A/D y manda los datos hacia un optoacoplador de la computadora para el análisis.

AMPLIFICADOR Y FILTRO.

DIGITALIZADOR Y CONTROL.

COMPUTADORA.

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Otro ejemplo es el Electrocardiógrafo EK10 [15] el cual consta de unidad principal, grabación, de amplificadores, de potencia, de baterías de celda seca y unidad de batería recargable. Tiene una impedancia de entrada mayor o igual a 20MΩ, un rechazo en modo común mayor o igual a 60dB, respuesta en frecuencia de 0.05Hz a 100Hz, con una constante de tiempo de 3.2seg.

El método de grabación es de graficación en papel, con una velocidad de graficación de 25mm/seg y 50mm/seg. Como se puede ver en la figura 2.12 este electrocardiógrafo contiene las partes principales para mostrar los trazos del corazón en papel. Ahora bien, si hacemos una comparación de las partes que integran a los dos equipos antes mencionados, podremos ver que no existe gran diferencia entre ellos. Y si comparamos a estos dos con las etapas principales de un electrocardiógrafo, comprobaremos que ambos equipos contienen las mismas etapas.

Figura 2.12. Etapas del electrocardiógrafo EK10.

UNIDAD DE AMPLIFICACIÓN.

UNIDAD PRINCIPAL.

UNIDAD DE GRABACIÓN.

UNIDAD DE POTENCIA.

UNIDAD DE BATERÍAS.

22

CAPÍTULO III.

NORMAS PARA SISTEMAS DE ELECTROCARDIOGRAFÍA.

23

3.1. REQUERIMIENTOS. Para la elaboración del protocolo de calibración y pruebas de cualquier sistema de electrocardiografía es necesario conocer las especificaciones de funcionamiento de estos sistemas, consultando tanto las normas americanas para seguridad eléctrica, medidor de frecuencia cardiaca [16] y calibración, desarrolladas por la Asociación para el Avance de la Instrumentación Médica (AAMI) y aprobadas por el Instituto Nacional de Estándares Americanos (ANSI); así como también las Normas para equipos médicos [17] desarrolladas por departamento de control de calidad del Instituto Mexicano del Seguro Social (IMSS).

Y haciendo una comparación entre estas normas, se encontró que en ambas contienen básicamente las mismas especificaciones. Estas establecen las condiciones mínimas de funcionamiento y los métodos de prueba que deben cumplir los equipos de electrocardiografía de uno o de varios canales con alimentación de corriente alterna, siendo aplicables a los siguientes tipos de equipos:

• Monitores de frecuencia cardiaca, basados en monitoreo en salas de cuidado intensivo. • Monitores de ECG, utilizando telemetría en terapia intensiva e intermedia.

• Sistemas con más subsistemas integrados, como puede ser monitor de arritmias y monitor

de desfibrilador.

• Monitores con despliegue en pantalla y/o gráfico.

• Electrocardiógrafos. 3.2 MARCAJE EN EL SISTEMA. Seguridad eléctrica.- Deben de marcarse los sistemas para prevenir al personal de mantenimiento de las descargas de potenciales peligrosos por contacto accidental con partes de éste, o para identificar las partes del sistema con corrientes comunes que puedan sobrecargar algunas líneas mediante su fuente, el marcaje será colocado en sitios que sean fácilmente visibles y de tal forma que sean claramente entendibles.

Longitud del cable de paciente.- La longitud del cable entre el conector del equipo y los conectores de los electrodos no debe ser menor a 2 mts (figura 3.1).

2.00 METROS

Figura 3.1. Longitud del cable del paciente.

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Nomenclatura y color de los electrodos de conexión al paciente.- Si se usan, deben asociarse a un color individualmente para cada electrodo del cable de paciente y/o, si son usados conectores de paciente, con la nomenclatura en el punto final de la derivación del cable. Las leyendas permanentes en el cable de paciente solo se utilizarán para la identificación en la conexión de los electrodos de paciente individuales. En la tabla 3.1 se da el código de colores y definición de conexión de los electrodos del cable del paciente.

CÓDIGO 1. CÓDIGO 2. LEYENDA. COLOR. LEYENDA. COLOR.

DESCRIPCIÓN.

R

RA

BRAZO DERECHO.

L

LA

BRAZO IZQUIERDO.

F

RR

PIERNA IZQUIERDA.

N

RL

PIERNA DERECHA.

C1

V1

PRECORDIAL 1.

C2

V2

PRECORDIAL 2.

C3

V3

PRECORDIAL 3.

C4

V4

PRECORDIAL 4.

C5

V5

PRECORDIAL 5.

C6

V6

PRECORDIAL 6.

Tabla 3.1. Identificación del cable del paciente.

3.3 ESPECIFICACIONES DE FUNCIONAMIENTO. Protección en electrocirugía y diatermia.- La información preventiva será dada si hay interferencia electromagnética o sobrecarga de potencia causada por instrumentos de electrocirugía o diatermia que puedan dañar al electrocardiógrafo. Frecuencia cardiaca promedio.- El promedio de la frecuencia cardiaca por minuto será calculada, si es aplicable, se indicará la forma de actualización. Exactitud de medición de frecuencia cardiaca y respuesta a arritmias irregulares.- La estabilización del rango de frecuencia cardiaca debe hacerse dentro del intervalo de estabilización de 20 seg del sistema para los 4 tipos de alternativas de complejos ECG descritos en la figura 2.2.

25

Tiempo de respuesta en la medición de frecuencia cardiaca por cambios de ésta.- Se dará el tiempo necesario de actualización del sistema, para que el frecuencímetro pueda iniciar una nueva frecuencia para un incremento rápido de 80 latidos a 120 latidos por minuto (LPM), y un decremento rápido de 80 LPM a 40 LPM.

El tiempo de respuesta es medido del primer complejo QRS de la nueva frecuencia, hasta el momento en que se estabilice el frecuencímetro (figura 3.2 (a)) a una frecuencia de 12 LPM o más, y (figura 3.2 (b)) a una frecuencia de 40 LPM o menos.

(a) Arritmia ventricular: La duración del (b) Arritmia ventricular de baja alteración: complejo QRS es de 1500mseg; el El rango de duración del complejo es de rango de duración es de 80 LPM. 60 LPM.

(c) Arritmia ventricular de rápida (d) Sístole bidireccional: El rango de duración alteración: El rango de duración del del complejo QRS es de 90 LPM. complejo QRS es de 120 LPM.

Figura 3.2. Exactitud de medición de frecuencia cardiaca y respuesta a arritmias irregulares.

26

3.4 REQUERIMIENTOS DE FUNCIONAMIENTO. 3.4.1 CONDICIONES DE OPERACIÓN. Los requerimientos de funcionamiento de estas normas indican que los sistemas de electrocardiografía deberán operar bajo condiciones ambientales normales. 3.4.2 PROTECCIÓN A SOBRECARGA. Voltaje de corriente alterna.- El sistema no debe presentar daño alguno al aplicársele, según las normas, un voltaje diferencial de 1VPP a una frecuencia de 60Hz, en un intervalo de 10 seg en cualquier electrodo del cable del paciente, y con cualquier derivación seleccionada. Protección a sobrecarga por desfibrilación.- El sistema debe tener una recuperación a funcionamiento normal no mayor a 8 seg después de exponer cualquier electrodo del cable de paciente a una descarga de forma senoidal que simula una desfibrilación.

La fuente generadora deberá aplicar un voltaje mínimo de 5KV y la potencia disipada por esta prueba será de 360J. La forma de onda será aplicada a intervalos de 20 seg sobre una carga de 50Ω, con 400Ω puestos entre la carga de 50Ω del desfibrilador y una conexión del electrocardiógrafo (figura 3.3). Después de esta prueba el electrocardiógrafo deberá cumplir con todas las normas especificadas subsecuentemente.

Figura 3.3. Circuito prueba de desfibrilación.

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3.4.3 CORRIENTES DE RIESGO. El sistema debe utilizar un aislamiento a la conexión del cable de paciente. El flujo de corrientes de riesgo hacia el paciente a través de la conexión de los electrodos del paciente, chasis o controles del monitor, no deberá exceder los siguientes límites especificados:

Del paciente al equipo…………………700mA de C.A. Del equipo al paciente…………………10µA de C.A.

Tolerancia del voltaje de 60Hz.- La amplitud máxima del voltaje pico a pico de una onda

sinusoidal de 60Hz la cual puede ser sumada a un tren de señal QRS, no deberá exceder los límites de error de exactitud de rango de frecuencia de ±10% de la frecuencia de entrada o ±5 LPM especificados en “rango y exactitud del frecuencímetro”, esta será de 100µV pico a pico. La señal de QRS tendrá una amplitud de 0.5mV, una duración de 100mseg y un rango de repetición de 80 LPM. 3.4.4 SISTEMAS DE ALARMA. Si tiene, el electrocardiógrafo generará una alarma visible y/o audible cuando el rango de frecuencia cardiaca de entrada está fuera de los límites de frecuencia preseleccionados, por más de un tiempo especificado. Si la estación central no esta conectada a la cama del paciente, las alarmas deberán estar colocadas en la cabecera de ésta, pero si se tiene conexión con la estación central, las alarmas pueden estar en dicha estación. Además el sistema de alarmas deberá cumplir los siguientes requerimientos: Límite del rango de alarmas.- El límite superior del rango de alarmas será hasta 200 LPM o más en monitores para adultos y de 250 LPM o más para monitores pediátricos; el límite inferior del rango del sistema de alarmas será de 30 LPM. Resolución de límites de alarmas establecidos.- Esta será del ±10% de los limites nominales o de ±5 LPM para ambos límites. Además, las señales de ECG con rangos menores al especificado en el límite inferior del rango no variarán al generarse una alarma. Las señales de ECG superiores a los límites mayores del rango de alarmas, arriba de 300 LPM (350 para monitores pediátricos), no variarán al generarse una alarma. Tiempo de alarma por paro cardiaco.- El tiempo mínimo de alarma al cambiar el rango de frecuencia de 80 LPM a 0 LPM, con un límite de alarma inferior especificado a 60 LPM no excederá los 10 segundos. Tiempo de alarma por intervalos de baja frecuencia.- El tiempo mínimo de alarma al cambiar el rango de frecuencia de 80 LPM a 40 LPM, con límite de alarma inferior especificado a 60 LPM no excederá los 10 segundos. Tiempo de alarma por intervalos de alta frecuencia.- El tiempo mínimo de alarma al cambiar el rango de frecuencia de 80 LPM a 120 LPM, con un límite de alarma superior especificado en 100 LPM no deberá exceder los 10 segundos.

28

Silenciador de alarma.- Se podrán deshabilitar las alarmas audibles y visibles después de su activación. El fabricante especificará el tiempo requerido para la reactivación de la alarma; y si el tiempo es ajustable, también se especificará el rango de intervalos de tiempo para su reactivación. Desactivación de alarmas.- Si las alarmas pueden ser desactivadas o apagadas, éstas condiciones deberán especificarse claramente en el panel de la cabecera de la cama del paciente, o si el sistema es conectado a la central remota de monitoreo, en la estación central de monitoreo. 3.4.5 VOLTAJE DE CALIBRACIÓN.

• El sistema debe disponer de una función escalón equivalente a 1mV para realizar pruebas de rutina y mostrar en el registro la sensitividad que tiene en el momento el sistema.

• La señal de calibración debe estar disponible en todas las posiciones del selector de derivaciones, y/o en la posición de “prueba”.

• Si el sistema tiene un control independiente para proporcionar el voltaje de calibración, este debe marcarse con “1mV”.

• La señal de calibración debe añadirse antes de cualquier acoplamiento que determine la constante de tiempo.

Error del voltaje de calibración.- Este no debe exceder ±5% de la amplitud

3.4.6 CONTROL DE SENSITIVIDAD. El sistema debe de tener un control para seleccionar a las siguientes sensitividades: 5mm/mV 10mm/mV 20mm/mV La variación máxima de la sensitividad a través del tiempo no debe exceder ±5% de los valores mencionados anteriormente. 3.4.7 INTERACCIÓN ENTRE CANALES DE ECG. La interacción entre canales no debe producir deflexiones mayores de 0.5mm en cualquier canal. 3.4.8 RESPUESTA EN FRECUENCIA. El sistema debe responder en frecuencia según se indica a continuación en la tabla 3.2:

29

FRECUENCIA VALOR DE AMPLITUD. 0.05Hz 70% 60Hz 70%

120Hz 70%

Tabla 3.2. Respuesta en frecuencia para equipos electrocardiográficos. Para valores de frecuencia menores de 0.5Hz el decremento de amplitud en el registro para

los primeros 360 mili seg, no debe exceder del valor producido por una constante de tiempo de 3.2 segundos. 3.4.9 SOBRE TIRO. El sobretiro (tiempo que transcurre para que la respuesta de estado cero alcance su valor máximo) para una entrada de función escalón de 1mV no debe ser mayor al 10% en amplitud. 3.4.10 RECHAZO EN MODO COMÚN. Con una fuente de 20VRMS de amplitud, a 60Hz de frecuencia aplicados a la entrada del sistema, con un resistor de 51KΩ en paralelo, y un condensador de 47µF simulando un desbalance de impedancias en la unión electrodo piel, deberá producirse un registro que no exceda el valor de 10mm pico a pico a sensitividad normal de 5mm/mV ver figura 3.4.

Figura 3.4. Circuito prueba del rechazo en modo común; C2 y CT simulan la capacitancia del paciente a tierra.

30

3.4.11 IMPEDANCIA DE ENTRADA. Con una impedancia de electrodo a piel simulada por un resistor de R1= 620KΩ en paralelo con un capacitor de C1= 0.47nF en serie con cualquier electrodo del cable del paciente, no debe resultar una reducción de la señal a menos del 20% de la obtenida a través de la impedancia del simulador con el filtro pasa banda de 0.05Hz a 120Hz como se muestra en la figura 3.5.

Figura 3.5. Prueba de Impedancia de entrada Esta reducción no excederá los potenciales del voltaje de error especificados en “entrada de

rango dinámico”.

Estos requerimientos deben de ser los mismos para cualquier derivación seleccionada. Una impedancia límite simple de entrada de un mínimo de 2.5MΩ a 10Hz es necesaria para cumplir con este requerimiento. 3.4.12 RUIDO EN EL SISTEMA. El ruido existe en el cable de paciente, en todos los circuitos internos y en el despliegue de salidas, este no debe exceder los 40µV pico a pico referidos a la entrada con una resistencia de 51KΩ en paralelo con un condensador de 47nF desde cada electrodo de paciente hasta la unión común en el intervalo de frecuencia entre 0.05Hz y 120Hz.

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CAPÍTULO IV.

ELECTROCARDIÓGRAFO DE DOCE DERIVACIONES, DE BAJO CONSUMO Y

COMUNICADO POR USB.

32

4.1 DIAGRAMA A BLOQUES. Para iniciar con el diseño del electrocardiógrafo primero se debe de tener una idea básica de las necesidades por cubrir, doce derivaciones, bajo consumo y comunicado por USB, así como cada uno de los bloques funcionales de un sistema de este tipo, como ya se describió antes. En el diagrama a bloques de la figura 4.1 se muestra cada una de las partes que constituyen el proyecto, a continuación se da una breve explicación de cada una de las etapas del diseño:

Electrodos.- Inicio de la conversión de la energía del corazón; se convierte de energía iónica a energía eléctrica, en esta etapa son tomados en cuenta los tres electrodos de cada extremidad del paciente, más las seis derivaciones precordiales de la región del corazón y por último el electrodo de balance de impedancias; es decir el electrodo de la pierna derecha.

Acoplamiento y protección.- Aquí se tienen los voltajes recién convertidos, son

introducidos en amplificadores operacionales en configuración de seguidores de voltaje, así la misma señal de entrada se tiene a la salida de esto y, poder procesarla más adelante, también se coloca la protección (puentes de diodos de alta velocidad de conmutación) contra descargas provenientes del desfibrilador.

Red de Wilson.- Parte del electrocardiógrafo, donde se obtiene el punto neutro, mejor

conocido como la tierra central de Wilson (TCW), el cual es el punto de referencia para medir los potenciales de las derivaciones precordiales y unipolares.

Pulso de calibración.- Bloque donde se genera la señal de calibración para comprobar la

ganancia del sistema y hacer el ajuste de la misma, si es necesario.

Selección.- Bloque que tiene por función el control de las señales provenientes; tanto en la red de Wilson, como de las derivaciones precordiales y el pulso de calibración, todas son introducidas a llaves analógicas y haciendo uso de un microcontrolador, el cual a su vez depende de las necesidades del usuario, este hace el cambio de las doce derivaciones disponibles, (divididas en tres canales simultáneos) que se deseen registrar y almacenar. Amplificación.- Seleccionadas las derivaciones se procede a su amplificación, esta se hace mediante amplificadores de instrumentación, aquí se amplifica inicialmente las señales de ECG, ya que el electrocardiógrafo de doce derivaciones, bajo consumo y comunicado por USB, cuenta con dos etapas de amplificación, y por norma el sistema debe contar con una ganancia total de 1000, por tanto, se comienza la amplificación con una ganancia de 20. Restauración de basal.- Cuando se adquiriere determinada derivación, y se necesita medir otra diferente, al momento de hacer el cambio de una derivación a otra se presenta un nivel de voltaje (offset), este satura la señal de electrocardiograma, así mismo la señal de comienza a oscilar, hasta llegar a estabilizarse, y una vez ahí es posible registrar dicha señal, para evitar esto se necesita un dispositivo el cual permita regresar los valores de voltaje a estado basal, a los elementos usados en el electrocardiógrafo, así de este modo cuando se este almacenando cierta derivación y se realiza el cambio por otra, antes que se comience con la adquisición se inicializan los valores la señal y acto seguido principia el registro y de esta forma no existe perdida de datos para la adquisición.

33

Filtrado.- Esta etapa esta sujeta a limitar el ancho de banda de la señal de ECG, dicho de otro modo; por norma el ancho de banda para equipos de electrocardiografía es de 0.05Hz a 120Hz así que se hace uso de filtros activos y digitales, comenzado con un filtro pasa altas (Highpass), continuando con un filtro muesca (notch) y terminando con un filtro pasa bajas (lowpass) obteniendo el ancho de banda requerido. Amplificación final.- Limpia nuestra señal pasa por la etapa de amplificación final, con ganancia de 50 para obtener la ganancia de 1000 descrita anteriormente; por otro lado en este bloque la señal de ECG esta libre de ruido y voltajes de error. Aislamiento.- Se tiene que garantizar la seguridad del paciente, por esta razón debe contar con protección contra cualquier descarga de la línea comercial, de los tipos de aislamientos conocidos (óptico, capacitivo y magnético) se eligió este último, que es el que mejor se acopló al diseño, cubriendo las características descritas con las que va a contar el electrocardiógrafo. Interfase USB.- Es el bloque donde se hace la conversión digital de las señales provenientes del paciente, se usó un sistema de adquisicón comercial, también se encarga de hacer la comunicación USB con la computadora.

Puerto USB.- Última etapa del circuito, aquí la señal cumple con las normas establecidas tanto de seguridad eléctrica como de medición, una vez que se tiene la comunicación con la PC portátil, o en su caso de escritorio la señal puede ser almacenada para su estudio y ayudar con el diagnóstico clínico.

Este es el diagrama a bloques del electrocardiógrafo y se muestra en la figura 4.1 aquí se dio

un bosquejo rápido de cada bloque funcional y se detallara cuado se llegue al diseño esquemático del mismo.

Figura 4.1. Diagrama a bloques del electrocardiógrafo de doce derivaciones, bajo consumo y comunicado por USB.

ELECTRODOS PROVENIENTES DEL PACIENTE.

ACOPLAMIENTO. (BUFFERS)

DIODOS DE PROTECCIÓN.

RED DE

WILSON.

PULSO DE

CALIBRACIÓN.

SELECCCIÓN DE LAS

DERIVACIONES.

AMPLIFICACIÓN FINAL.

AMPLIFICACIÓN INICIAL.

MICROCONTROLADOR.

AISLAMIENTO ELÉCTRICO.

INTERFASE USB.

RESTAURACIÓN DE BASAL.

FILTRADO DEL ECG.

PUERTO USB.

34

4.2 CRITERIOS ADOPTADOS PARA EL DISEÑO. Ya se tienen contempladas las características para su funcionamiento; ahora bien tenemos que sujetarnos a los lineamientos que indica el puerto USB ya que por este medio se hará el almacenamiento de los datos. A continuación se describen los criterios más importantes que tomaron en cuenta para el diseño.

Dispositivos de bajo consumo.- Uno de los objetivos particulares del sistema es; que se comunique vía puerto USB, hacia la computadora, así que se esta sujeto a trabajar con los recursos que tiene disponibles, proporciona una corriente máxima de 100mA; esto en condiciones ideales, pero en condiciones reales y óptimas solo entrega alrededor del 85mA [18] de la corriente total, es decir; el 85% de eficiencia. Esto nos da una pauta, para utilizar dispositivos con el menor consumo posible a fin de no demandar más cantidad de corriente que la que USB pudiera entregar, pues provocaríamos daños irreversibles en el puerto.

Dispositivos de alimentación con 0V a 5V.- USB proporciona una alimentación de 0V a 5V, esto representa una limitante; ya que los dispositivos disponibles en el mercado, los de más fácil acceso tienen su voltaje de operación dual, comúnmente ±5V, teniendo un rango dinámico de 8V, como resultado los elementos que se utilizaron en el diseño tienen un voltaje de funcionamiento igual al suministrado por el puerto, para resolver el inconveniente de alimentación dual; se diseño y se construyó un circuito, que simuló una tierra de referencia, es decir; un nivel de offset de 2.5V así el rango dinámico será de 5V, para comprender mejor esta idea se explica en la figura 4.2.

Figura 4.2. (a) Rango dinámico de 8V y (b) Rango dinámico de 5V.

0

1

2

3

4

5

6

-1

-2

-3

-4

-5

-6

VOLTAJE DE OPERACIÓN. (V)

TIEMPO DE OPERACIÓN. (seg)

A B C D E F

0

1

2

3

4

5

6

VOLTAJE DE OPERACIÓN. (V)

A B C D E F

(a) (b)

35

Dispositivos con características eficientes de operación.- Los elementos a utilizar deben

poseer características óptimas de operación, debido a que las señales a procesar son de suma importancia; por ello es necesario que cuenten con las mejores características, y así tener la seguridad de hacer una buena adquisición del ECG, a continuación se dan algunas características consideradas para el diseño.

• Respuesta en frecuencia que este dentro del ancho de banda de un electrocardiógrafo de diagnóstico.

• Dispositivos con alta velocidad de conmutación y conducción.

• Elementos con impedancia de entrada en modo común y diferencial del orden de 1*1013Ω,

para la parte de la amplificación de las señales.

• Dispositivos de control confiables. Como nota de aclaración todos los dispositivos a elegir tanto pasivos como activos deben tener encapsulado PDIP (Dual In Line Plastic Packages) y MSOP (Mini Small Outline Package), SOIC (Small Outline Integrated Circuit), etc. Ya que es otro de los objetivos de este trabajo reducir las dimensiones físicas del equipo.

Es importante mencionar que una vez realizado el circuito prototipo del electrocardiógrafo y

después de haber hecho el protocolo de calibración, pruebas y caracterización de cada una de las etapas, se procedió a diseñar un nuevo sistema a partir del circuito prototipo elaborado en tablilla de prueba, el nuevo diseño cuenta con circuitos integrados y elementos pasivos de montaje superficial dando como resultado la reducción de las dimensiones físicas del electrocardiógrafo.

36

4.3 DESIGNACIÓN DE LOS DISPOSITIVOS A UTILIZAR. Debido a que existe una gran variedad de chips en el mercado, en cada uno de ellos varían sus características eléctricas, las cuales dependen de la tecnología con que fueron hechos, es ahí donde principia nuestro trabajo.

Para la designación se realizó primeramente una búsqueda de todos los componentes disponibles, paso seguido se estudio todas y cada una de sus especificaciones de funcionamiento y por último se realizo un comparativo de todos y se eligieron los dispositivos que presentaron los mejores recursos.

Se consultaron de 5 a 6 hojas de especificaciones de diferentes chips aproximadamente, de

la búsqueda realizada se presenta una comparativa de dos componentes de cada tipo, de sus características más significativas; todos los primeros dispositivos son los que presentan características de funcionamiento más cercanas a los que se eligieron para el diseño, estos últimos por sus mejores características de funcionamiento fueron elegidos sobre los primeros.

Dentro de cada una de las comparativas se hará las aclaraciones pertinentes en caso de ser

necesario para una mejor comprensión y justificación del uso de los dispositivos seleccionados para el electrocardiógrafo. Las comparativas se muestran de las tablas 4.1 a 4.9:

RESISTOR. REF3125.

IMAGEN.

ESPECIFICACIONES ELÉCTRICAS. Valor: 15Ω. Tolerancia: ±5%. Voltaje máximo: 500V.

Alimentación de operación: 5V. Voltaje de salida: 2.5V. Corriente de alimentación máxima: 100µA. Corriente de salida máxima: 10mA. Voltaje de Ruido de salida: 33µVPP. Regulación de carga: 30µV/mA. Rango de temperatura: -55º a +125ºC.

OBSERVACIONES. Se analizan los componentes para elaborar la tierra de referencia, se opta por el REF3125 debido a

que al usar los resistores para elaborar un divisor de voltaje, toda la corriente que se llegue a requerir se tendrá que drenar del arreglo de ellos elevando el consumo total del sistema, debido al consumo que requiere el chip para su funcionamiento, la cantidad de corriente que entrega y la estabilidad

fueron los criterios significativos, para hacer la toma de decisión sobre que elemento usar.

Tabla 4.1. Tierra de referencia a 2.5V y pulso de calibración.

37

TL084CN. MCP6144. IMAGEN.

ESPECIFICACIONES ELÉCTRICAS. Alimentación de operación: ±5V. Corriente de alimentación: 11.2mA. Desplazamiento del voltaje de entrada: 20mV. Corriente error de entrada: 5nA. Corriente de polarización: 400pA. Rango de temperatura: 0ºC a 70ºC.

Alimentación de operación: 0V a 5V. Corriente de alimentación: 4µA. Desplazamiento del voltaje de entrada: 3mV. Corriente error de entrada: 5pA. Corriente de polarización: 1pA. Rango de temperatura: -40ºC a +150ºC.

OBSERVACIONES. Los amplificadores se usaran en diferentes configuraciones, seguidor de voltaje, tierra de referencia,

amplificador inversor y filtro pasa altas tipo Butterworth.

Tabla 4.2. Amplificadores operacionales.

MC14052B. MAX4618. IMAGEN.

ESPECIFICACIONES ELÉCTRICAS. Alimentación de operación: ±5V. Corriente de alimentación: ±10mA. Voltaje de nivel alto: 3.5V. Voltaje de nivel bajo: 1.5V. Tiempo de encendido (conmutación): 720ns. Tiempo de apagado (abierto): 600ns. Tiempo de transferencia: 90ns. Resistencia de encendido: 135Ω. Resistencia de apagado: 1.2KΩ. Rango de temperatura: -55ºC a +125ºC.

Alimentación de operación: 0V a 5V. Corriente de alimentación: 10µA. Voltaje de nivel alto: 2.4V. Voltaje de nivel bajo: 0.8V. Tiempo de encendido (conmutación): 15ns. Tiempo de apagado (abierto): 10ns. Tiempo de transferencia: 15ns. Resistencia de encendido: 8Ω Typ. Resistencia entre canales: 0.2Ω. Rango de temperatura: -40ºC a +85ºC.

OBSERVACIONES. Este elemento se utilizará para controlar la selección de las derivaciones.

Tabla 4.3. Llaves analógicas.

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CD4066BC. MAX4514. IMAGEN.

ESPECIFICACIONES ELÉCTRICAS. Alimentación de operación: 0V a 5V. Corriente de alimentación: 28mA. Voltaje de nivel alto: 3.5V. Voltaje de nivel bajo: 1.5V. Tiempo de encendido (conmutación): 125ns. Tiempo de apagado (abierto): 125ns. Tiempo de transferencia: 55ns. Resistencia de encendido: 270Ω. Resistencia de apagado:1050Ω. Rango de temperatura: -40ºC a +85ºC.

Alimentación de operación: 0V a 5V. Corriente de alimentación: 10µA. Voltaje de nivel alto: 2.4V. Voltaje de nivel bajo: 0.8V. Tiempo de encendido (conmutación): 30ns. Tiempo de apagado (abierto): 20ns. Tiempo de transferencia: 10ns. Resistencia de encendido: 1Ω. Resistencia de apagado:10Ω. Rango de temperatura: -55ºC a +125ºC.

OBSERVACIONES. Dispositivos a utilizar en la etapa de restauración de basal.

Tabla 4.4. Circuitos de conmutación.

AD620. MAX7410.

IMAGEN.

ESPECIFICACIONES ELÉCTRICAS. Alimentación de operación: 0V a 5V. Corriente de alimentación: 1.1mA. Voltaje error de entrada: 30µV. Corriente error de entrada: 0.3nA. Corriente de polarización: 500pA. Rango de ganancia: 1 a 1000. Impedancia de entrada diferencial: 10GΩ /2pF. Impedancia de entrada común: 10GΩ/2pF. CMRR: 110dB. Rango de temperatura: -55ºC a +125ºC.

Alimentación de operación: 0V a 5V. Corriente de alimentación: 1.2mA. Voltaje error de entrada: 4mV. Corriente error de entrada: 5nA. Orden del filtro digital: 100dB/dec. (5º orden). Entrada alta de reloj: 4.5V. Entrada baja de reloj: 0.5V. Corriente de entrada de reloj: 13.5µA. Rango de temperatura: -40ºC a +85ºC.

Tabla 4.5. Amplificador de Instrumentación.

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De los dos dispositivos mencionados anteriormente en la tabla 4.5, no se realizó la comparación debido a que; el elemento con el cual es dicha comparativa es el TL084CN, y ya fue comparado en la tabla 4.2, por tanto se conocen sus características de funcionamiento, y hacer la comparativa nuevamente es tedioso, así de este modo solo se presentan dos dispositivos juntos, los cuales se compararon con el TL084CN, solo que es importante hacer esta aclaración para una comprensión más sencilla de los componentes utilizados. Los siguientes dispositivos son de nueva implementación por tal motivo se presentan sin hacer comparativo son aplicados para aislamiento del paciente, control en cambio de derivación, y generador de pulsos cuadrados para la señal de reloj de los filtros digitales.

DCP010512BP. H11L1.

IMAGEN.

ESPECIFICACIONES ELÉCTRICAS.

Voltaje de entrada: 4.5V min a 5.5V max. Voltaje de salida aislado: +12V No regulados. Voltaje de aislamiento: 1KRMS. Rango de temperatura:-40ºC a +100ºC. Eficiencia: 85%. Corriente sin carga: 29mA. Corriente de salida máxima: 83mA. Energía de salida a carga completa: 1W.

Voltaje de entrada: 1.3V min 1.5V max. Corriente de IRED: 4mA. Corriente de encendido para el Detector: 1.6mA. Voltaje de aislamiento: 7500 VCAPK. Tiempo de encendido: 1.2μs. Tiempo de apagado: 1.2μs. Rango de temperatura:-40ºC a +85ºC.

Tabla 4.6. Dispositivos de aislamiento.

PIC12F675. IMAGEN.

ESPECIFICACIONES ELÉCTRICAS. Alimentación de operación: 0V a 5V. Corriente de alimentación: 85µA @ 32KHz a 2V y 100µA @ 1MHz a 2V. Rango de temperatura: -40ºC a +85ºC. Cuenta con oscilador interno programable. 6 pines entrada salida.

OBSERVACIONES. El microcontrolador se eligió principalmente por las características de funcionamiento, su bajo

consumo, bajo costo y finalmente no tiene comparación con ningún TIMER comercial solo necesita alimentación programación y genera la señal de reloj necesaria.

Tabla 4.7. Generadores de señales para los filtros digitales.

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PIC18LF2550. IMAGEN.

ESPECIFICACIONES ELÉCTRICAS. Alimentación de operación: 0V a 5V. Corriente de operación: 5mA @ 4MHz a 5V en modo RUN. Rango de temperatura: -40ºC a +85ºC. Comunicación USB V2.0. Corriente de salida máxima de 25mA.

OBSERVACIONES. El uso del PIC es para controlar la selección de las derivaciones, así como también la restauración de

basal, y tener experiencia en la programación, e ir familiarizándose con él, para que en futuros proyectos hacer la conversión analógica a digital y la adquisición de la señal de electrocardiograma a

través de este dispositivo y no utilizar un sistema comercial.

Tabla 4.8. Control del electrocardiógrafo.

41

USB-1208FS. IMAGEN.

ESPECIFICACIONES ELÉCTRICAS. Alimentación de operación: 0V a 5V por vía USB. Corriente total de operación: 80mA incluyendo el funcionamiento del led (10mA). Rango de temperatura: 0ºC a +70ºC. Impedancia de entrada:122KΩ.. Tipo de convesión: Por aproximaciones sucesivas. Resolución en modo simple: 11 Bits. Resolución en modo diferencial: 12 Bits sin perdida de código. Número de canales: 8 canales en modo simple y 4 en modo diferecial, seleccionables por software. Rango de entrada en modo simple: 10V con G = 2 seleccionable por software. Rango de entrada en modo diferencial: 20V con G = 1 seleccionable por software. Longitud de conexión máxima del usuario: 3 mts. Velocidad de comunicación; USB 2.0 Full Speed (velocidad completa), y compatible con USb 1.1 y USB 2.0. Nivel alto de salida digital: 3.8V mínimo. Nivel bajo de salida digital: 0.7V máximo. Corriente de salida máxima conectado al puerto USB: 20mA. Corriente de salida máxima conectado a un hubb, con alimentación externa: 420mA. Cuenta con una memoria no volátil interna del tipo EEPROM (Electrically Erasable Programmable Read Only Memory), de 1KB configurada en tres partes 128 bytes son del sistema de datos (reservados), 384 bytes de llamada de dato y 512 bytes, en area de uso, estos dos últimas partes son leibles y escribibles. Además cuenta con un microcontrolador PIC18F8520, este cuenta con arquitectura RISC, y una memoria de programa de 2KB.

Tabla 4.9. Sistema de adquisición de datos comercial (SAD).

42

4.4 DISEÑO E INTERPRETACIÓN DEL CIRCUITO. Una vez que se tienen todos los componentes así como la idea de lo que se necesita, se procede entonces al diseño esquemático del electrocardiógrafo, debido a que es un circuito extenso, es imposible mostrar el diagrama completo; enseguida se presentan cada una de las etapas que lo conforman, se mostrara la parte correspondiente del diagrama y se explica su exacto funcionamiento.

Entrada: Parte inicial del sistema, es un conector del tipo tira bornera, el cual ofrece un contacto efectivo, aquí es donde se conectan los cables provenientes del paciente; de sus cuatro extremidades, así como los seis puntos en la región del corazón con sus respectivos electrodos, y a su vez estos mismos conducen la señal de ECG, (figura 4.3).

Figura 4.3. Inicio del sistema.

Derivaciones principales y protección contra desfibrilador: Se utiliza el amplificador operacional MCP6144 [19], en configuración de seguidor de voltaje (buffer) con ganancia unitaria, así se tiene la seguridad que la señal detectada por los electrodos se tenga en esta parte e implementando dos diodos 1N4148 [20], se formó la protección para cada buffer, de este modo se protege al circuito, de las descargas provenientes del desfibrilador, y los capacitores filtran el ruido de alta frecuencia, las señales de salida de los seguidores (buffer’s) se obtendrá la tierra central de Wilson (TCW).

Es importante mencionar que la señal que necesitamos medir es de 1mV de amplitud

aproximadamente, y tomando en cuenta que los diodos tienen un voltaje de conducción de 0.6V nos despreocupados por cualquier efecto que tengan estos sobre la señal de ECG, el diagrama se muestra en la figura 4.4.

43

Figura 4.4. Acoplamiento y protección.

Derivaciones precordiales y protección contra desfibrilador: Tiene la misma función que la parte anteriormente descrita, son seguidores de voltaje y puentes de diodos, solo que en este caso hay dos aspectos diferentes que hay que recalcar, primero se utilizaron dos amplificadores operacionales un MCP6144 y un MCP6142 este último solo tiene dos amplificadores, segundo son seis buffer’s y seis puentes que corresponden a las precordiales o derivaciones unipolares ver el diagrama de la figura 4.5.

44

Figura 4.5. Derivaciones precordiales.

Balance de impedancias: Cuando se hace el registro de la señal de ECG se presentan varios

problemas, uno de ellos es un offset provocado por el mal contacto de los electrodos con la piel del paciente, es decir existe balance nulo de impedancias, la solución es elaborar un circuito comúnmente llamado de pierna derecha, y consiste en conectar un cuarto electrodo al paciente el cual presenta un camino de baja impedancia reduciendo el voltaje en modo común, dando el efecto de balance de impedancias de los electrodos restantes; existe un acoplamiento de impedancias óptimo, reduciendo el offset [21], su diagrama se presenta en la figura 4.6.

45

Figura 4.6. Circuito de la pierna derecha para el balance de impedancias.

Red de Wilson: Como ya se mencionó antes es la parte esencial del proyecto debido a que, se debe obtener la tierra central de Wilson (TCW) [22], ya que va a hacer el punto de referencia para medir las señales de nuestro interés V1, V2, V3, V4, V5 y V6, este punto central debe tener un valor igual a 0V, idealmente, así que nuestra tarea es aproximar el voltaje de este nodo al valor antes mencionado, de igual manera a partir de esta configuración obtenemos las derivaciones unipolares, es decir aVR, aVL y aVF; utilizando dos arreglos de resistores combinados, uno de ellos es una configuración delta, formado por seis elementos que, para fines de medición tomándolos en pares y haciendo una conexión en el punto común de cada uno de los pares, se obtiene el valor del voltaje promedio, o sea el valor de referencia para medir, dicho de otra forma aVR(-), aVL(-) y aVF(-), y aVR(+), aVL(+) y aVF(+) se toman directamente de las extremidades del paciente, el otro arreglo de componentes es una estrella que va conectada dentro de la delta donde no existe nodo alguno, dando nuevamente el efecto de voltaje promedio para la estrella y en el nodo común se tiene el punto de referencia (TCW) esto se muestra en la figura 4.7.

Figura 4.7. Red de Wilson.

46

Pulso de calibración: En esta etapa del sistema se propuso el diseño de la figura 4.8, para el pulso de calibración; utiliza una fuente REF3125 [23], con 5V para su alimentación y 2.5V de salida, se hace un divisor de voltaje con 2 resistores R27 = 100KΩ y R30 = 33Ω complementado con un potenciómetro POT1 = 100Ω de 10 vueltas (trimpot), quedando el arreglo de la siguiente forma: R27 = 100KΩ y REQ = 41Ω (R30+POT1), R28 es un limitador de corriente, con estos valores tenemos un voltaje de salida de 1mV, el cual se utiliza para la comprobación de la calibración del electrocardiógrafo, ya que las normas establecen que debe tener una ganancia de 1000, es decir; cuando se requiera comprobar si el equipo esta calibrado correctamente se habilita el pulso de 1mV y si a la salida se registra un valor de 1V, esto quiere decir que el equipo esta calibrado.

Figura 4.8. Pulso de calibración.

Obtención de la tierra de referencia: Aquí se resuelve el problema de tierra de referencia para los dispositivos que la han de utilizar, para ello se vuelve a usar otra fuente igual a la utilizada para el pulso de calibración REF3125 [23] a la salida se tienen 2.5V, esta se introduce en un seguidor de voltaje MCP6142 que es el que soporta toda la demanda de corriente y se conectan dos capacitores (C7 y C8) para el filtrado de ruido, al hacer esto se forma un capacitor equivalente (CEQ), y a su vez se genera un polo con la resistencia de salida de lazo abierto (resistencia interna del amplificador operacional), ignorando la retroalimentación, el efecto del polo es incrementar la razón de cerradura (ROC) y por lo tanto iniciar con la inestabilidad, dicho de otra manera CL tenderá a resonar con la inductancia equivalente LEQ de la impedancia de salida de lazo cerrado Z0, por lo tanto pueden sobrevenir picos y oscilaciones de voltaje intolerables, una solución a este problema es conectar un resistor R33 en serie con la retroalimentación, para desacoplar a CL de la salida del amplificador[24], el valor del resistor lo propone el manual del fabricante en este caso MICROCHIP sugiere; para una aplicación de seguidor de voltaje un valor que este dentro del rango de 50Ω a 100Ω, para fines prácticos la segunda opción existe comercialmente, por ese motivo se eligió tal valor para el resistor R33 ver figura 4.9.

47

Figura 4.9. Circuito de tierra de referencia.

Control de la selección de las derivaciones y restauración de basal del ECG: Se debe tener control todo el tiempo en que se hace el registro de la señal de ECG, así mismo con cada una de las derivaciones disponibles del sistema, el PIC18LF2550 [25] es el dispositivo que va a encargarse de la etapa de control, su circuito de funcionamiento se explica en la figura 4.10, requiere de un oscilador de cristal de cuarzo para generar la señal de reloj, junto con dos capacitores de 27pF sugeridos en el manual de uso del dispositivo, en la parte del reset del microcontrolador se requiere un voltaje de 0V, este se obtiene mediante dos resistores conectados en serie R31 y R32, en el extremo de R31 se conecta a VCC, en el extremo de R32 se conecta a la terminal que tiene designada el microcontrolador para el reset, y en el punto común de ambos se coloca un microswitch push button, si es oprimido manda 0V directamente a la terminal de reset del PIC.

Las señales de control que provienen de la PC portátil o de escritorio son recibidas por el

sistema de adquisición comercial y de ahi al sistema, y automáticamente con las instrucciones grabadas sucede lo siguiente; primero al energizar el electrocardiógrafo activa la función de calibración mandando un nivel lógico alto (5V) a través de RB0 y RB1, pasado el tiempo necesario (un segundo), deshabilita esta aplicación, es decir manda un nivel lógico bajo (0V), esto activa las derivaciones unipolares aVR, aVL y aVF,censa el puerto designado como entrada para los códigos de control (puerto C), y dependiendo del dato registrado, envía el código de control a las llaves analógicas para seleccionar alguna de las derivaciones restantes, según se requiera y al mismo tiempo se manda un nivel de 5V, por RA0 de igual manera por un segundo, para habilitar la restauración de basal y evitar la perdida de datos para la adqusición, (este proceso se hace cada vez que se cambia la derivación o que se necesite calibrar el quipo).

Una vez cumplido ese tiempo se manda 0V por la misma terminal, quedando funcionando

el ultimo código registrado en microcontrolador y, nuevamente se lee el puerto C para ver si se desea hacer el registro de otra derivación o en su defecto se quiere calibrar el sistema, cuando el operador selecciona el código de otra derivación pasa el mismo proceso descrito anteriormente.

48

Figura 4.10. Control de las derivaciones.

Selección de las derivaciones: Como ya se dijo antes el sistema contará con tres canales diferentes para registrar las señales provenientes del paciente, se realiza con la aplicación de tres llaves analógicas MAX4618 [26], cada una de ellas cuenta con 8 canales de entrada, de X0 a X3 y de Y0 a Y3, 2 salidas, X y Y, dos entradas de control A y B, y una más de habilitación del dispositivo ENABLE, esta última se conecta a 0V, así en esta configuración puede operar, las terminales de control dependen del microcontrolador y se conectan a él en paralelo (las terminales control de cada una de las llaves), así se cambian los tres canales CH0, CH1 y CH2 simultáneamente, cada canal muestra su contenido según el operador del equipo lo necesite, las entradas se activan por pares de “X” y “Y” para cada código de A y B, como lo muestra la tabla 4.10 y el circuito se muestra en la figura 4.11.

Figura 4.11. Selección de los canales del electrocardiógrafo.

49

B A ENTRADAS. SALIDA. 00 X0 Y0 01 X1 Y1 10 X2 Y2 11 X3 Y3

X Y

Tabla 4.10. Bits de control para el cambio de las derivaciones de los canales.

Amplificación inicial: Ya seleccionadas las derivaciones se inicia con el tratamiento

electrónico de estas señales, para poder registrarlas, almacenarlas y su posterior análisis, se inicia con la amplificación en este caso se hace en forma diferencial, se realiza con el amplificador de instrumentación AD620 [27] (figura 4.12), con ganancia igual a 20, solo necesita 1 resistor de ganancia para ello, y el cálculo correspondiente mediante la siguiente fórmula para obtener esta ganancia:

14.49+

Ω=

GRKG …..(4.1)

Despejando a RG:

14.49−Ω

=G

KRG …..(4.2)

Ahora se calcula RG:

Ω≈Ω=Ω

=−Ω

=−Ω

= KKKG

KRG 7.22600194.49

1204.49

14.49 …..(4.3)

Se observa el resultado obtenido, se sabe que no existe un resistor de 2.6KΩ en valor

comercial y se hace el ajuste a 2.7KΩ, en el manual del dispositivo indica lo siguiente; al no respetar el valor resultante de RG y ser modificado, la ganancia también sufrirá el mismo efecto, en este caso se deduce a partir de la fórmula que si el valor de RG es incrementado la ganancia tenderá a disminuir, por el contrario si el valor de RG es disminuido la ganancia se incrementara, por tanto, “la ganancia es inversamente proporcional al valor de RG”, como ya se sabe la señal de ECG mide 1mV de amplitud aproximadamente, si este voltaje se tiene en la entrada, a la salida no se tendrán los 20mV esperado, sino un valor menor.

Esto es; sustituyendo el valor de RG = 2.7KΩ en la fórmula 4.1 se tiene:

296.191296.1817.24.4914.49

=+=+ΩΩ

=+Ω

=KK

RKG

G

…..(4.4)

Para fines teóricos se considera una ganancia exacta, es decir G = 20, cuando se llegue al

bloque de amplificación final la ganancia faltante será compensada, la amplificación inicial es baja, y utilizando un amplificador de instrumentación debido a las caracteristicas que presentan sobre cualquier amplificador operacional, recordando que estamos referidos a 2.5V lo cual se indica con la etiqueta REF.

50

Figura 4.12. Etapa de amplificación de la señal de ECG.

Restauración de basal: Para la comprensión del circuito se ejemplifica lo siguiente: supongamos que en los tres canales CH0, CH1 y CH2, se están registrando las derivaciones unipolares (aVR, aVL y aVF), obtenidas de la red de Wilson, y se necesita almacenar V1, V2 y V3, se manda la orden desde la computadora pasa por el microcontrolador y finalmente se hace el cambio de estas, es decir A=1 y B=0 se activan las entradas X1 y Y1, al hacer esto la señal experimenta una saturación de voltaje (offset) como consecuencia de esto, comienza a oscilar la señal hasta que se estabiliza, y se pierden segundos en la captura de los datos, se propone lo siguiente para resolverlo; con ayuda del integrado MAX4514 [28], que es un circuito de conmutación normalmente abierto, se conecta en uno de sus extremos la señal de ECG, y en el otro la continuación de la misma solo que se hace una tercera unión que va directamente a la tierra de referencia (2.5V), entonces cuando se este midiendo aVR, aVL y aVF, y se cambian por V1, V2 y V3, en ese mismo momento manda un nivel lógico alto 5V hacia la terminal de control del MAX4514 haciendo la conmutación, acto seguido el offset se va directamente a tierra de referencia y como 2.5V es nuestra tierra para las mediciones, esto hace un efecto de reinicio (regresa al valor de basal) para las etapas siguientes, y posteriormente se controla la apertura del 4514, se hace el cambio de las derivaciones y, se inicia con la adquisición de las señales; así se evita la perdida datos a la hora de almacenarlos, esto queda representado en el diagrama de la figura 4.13.

Figura 4.13. Etapa de restauración de basal.

51

Filtro pasa altas: La norma indica un ancho de banda de 0.05Hz a 120Hz para los sistemas de electrocardiografía de diagnóstico, por esa razón aquí se inicia el filtrado de la señal a modo de obtener solo ese rango de frecuencias, iniciamos con el filtro pasa altas (highpass) de 3º orden (60dB/década), del tipo Butterworth, para el siguiente circuito se propone un MCP6142 con la configuración antes mencionada, para iniciar con los cálculos se toman dos puntos; el highpass debe tener ganancia unitaria (G=1), y la frecuencia de corte de 0.05Hz, tomando como ejemplo el INTE 13 de la figura 4.14, y lo que marca la teoría [29]:

1=G

HzFC 05.0=

91 CC = 102 CC = 113 CC = 321 CCC ==

CCCC ===∴ 11109 FC μ1=

361 RR = 352 RR = 383 RR =

371 RR f = 11 RRf = 361 RR = 3736 RR =∴

CR

c *1

3 ω= …..(4.5)

32 *21 RR = …..(4.6)

31 2RR = …..(4.7)

Calculando R3, R2 y R1 tenemos:

Ω≈=====−−

MCFC

RCC

2.310*183.310*314.0

1)10*1)(05.0)(283.6(

12

11 6663 πω

…..(4.8)

Ω≈=== MRR 5.110*591.12

10*183.3*21 6

6

32 …..(4.9)

52

Ω≈=== MRR 2.610*366.6)10*183.3(22 6631 …..(4.10)

Se propone el valor de 1µF, ya que es inversamente proporcional al valor de los resistores,

es decir, si se disminuye de 1µF a 0.1µF, los resistores incrementa su valor a diez veces, quedando:

Ω= MR 621

Ω= MR 152

Ω= MR 323

Estos valores no existen en el mercado y se tendrían que sustituir por arreglos de resistores, pero incrementaríamos el número de elementos, por el contrario si se incrementa el valor de 1µF, a 10µF (capacitores electrolíticos), los resistores quedan de la siguiente manera:

Ω= KR 6201

Ω= KR 1502

Ω= KR 3203

La justificación de no usar capacitores electrolíticos son dos razones principales:

1. Tienen una tolerancia, más grande con respecto a los capacitores de poliéster. 2. Con el paso del tiempo el dieléctrico que usa este tipo de dispositivos se seca,

reduciendo su vida útil.

Quedando el valor inicial de 1µF, ya que los resistores de ese orden de valor si existen en el mercado y se usaron capacitores de poliéster metalizado.

53

Figura 4.14. Filtros pasa altas de 60dB/década Butterworth.

Reloj para filtros notch y pasa bajas: Ahora que se tiene la primera etapa de filtrado, se necesitan dos más, una para la banda de los 60Hz y 120Hz, se designo el filtro digital MAX7410 [30], en configuración de filtro lowpass de 100dB/década, es decir, de 5º orden y filtro Notch, para su operación se requiere una señal de reloj, de estos filtros se hablara más adelante, en esta sección se generará dicha señal de reloj.

54

Se hicieron varias propuestas para ello, se pensó en un TIMER 555 [31], un oscilador de cristal con un inversor y su respectivo contador descendente CD4040B [32], y algunas otras.

Estas posibles soluciones presentan desventajas; necesitan mayor número de elementos para

su funcionamiento, mayor consumo y espacio, finalmente se decidió remplazar todas las anteriores por un microcontrolador el PIC12F675 [33], el cual tiene un oscilador interno programable, esta disponible en encapsulado PDIP (Plastic Dual In Line Package), de 8 terminales, tiene un costo de un dólar, solo necesita la programación interna y alimentación de 0V a 5V, para generar dicha señal de reloj, para cada aplicación del MAX7410 necesita diferente frecuencia de reloj, dicho en otras palabras es un filtro digital programable, para cada frecuencia de corte se necesita una señal de reloj especifica y esta relación viene dada por:

100CLK

CF

F = …..(4.11)

100*CCLK FF = …..(4.12) Para el INTE 8 de la figura 4.15 se calcula el reloj del filtro pasa bajas:

KHzHzFF CCLK 1212000100*120100* ==== …..(4.13)

Para el INTE 9 de la figura 4.15 se calcula el reloj del filtro Notch:

KHzHzFF CCLK 66000100*60100* ==== …..(4.14)

Figura 4.15. Generadores de las señales del reloj para los filtros digitales.

55

Filtro Notch: Ya se ha hablado un poco del MAX7410 en configuración de filtro muesca (Notch) [34], para su funcionamiento se necesita introducir una señal del reloj de 6KHz a la terminal 8 (CLK), conectar un extremo de un capacitor de 0.1µF a COM (terminal 1), y el otro a tierra de referencia para su estabilización, la activación del integrado se obtiene conectando la terminal 7 (SHDN) a VCC y por último la terminal 6 (OS) que es la entrada de ajuste para el voltaje de error, retroalimenta la señal de entrada (IN) terminal 2, esto genera que se tenga un comportamiento de filtro supresor de banda para nuestros fines es la banda de los 60Hz la que se atenúa, los filtros se muestran en la figura 4.16.

Figura 4.16. Filtros digitales supresores de la banda de 60Hz.

Filtro pasa bajas: Ésta es la última parte de filtrado, la operación del circuito de la figura 4.17 es el siguiente. Se activa el dispositivo conectando un capacitor de 0.1µF entre SHDN y VCC, para filtrar ruido proveniente de la fuente e impedir que afecte el funcionamiento del dispositivo, se introduce los pulsos cuadrados de 12KHz, para tener una frecuencia de corte de 120Hz, para esta aplicación del MAX7410 [30] las terminales de polarización y ajuste de offset se conectan junto a una de las terminales de un capacitor de 0.1µF y la otra terminal del capacitor va a tierra de referencia y finalmente se introduce la señal a filtrar, y así concluye la etapa de filtrado del ECG.

56

Figura 4.17. Filtros digitales pasa bajas de 5º orden butterworth.

Amplificación final: Para cumplir con lo establecido por la norma, se usa esta última etapa de amplificación la cual tiene una ganancia proximadamente de 50, para dar una ganancia total de 1000, se usa el operacional MCP6142 [19] en configuración de amplificador inversor; la entrada positiva se introduce la tierra de referencia, y en la terminal negativa la señal de ECG, ambos resistores son de 10KΩ y con ayuda de un trimpot de 500KΩ, se consigue la amplificación, los cálculos son los siguientes para el INTE 17 de la figura 4.18.

i

fi R

REV −=0 …..(4.15)

i

f

RR

G = …..(4.16)

3POTR f = 41RRi =

VmVmVKKmV

RR

EVi

fi 1100050*20

10500200 −=−=−=

ΩΩ

−=−= …..(4.17)

57

Cuando se usan dispositivos que aparentemente tienen características “inmejorables” de implementación, desafortunadamente no es así, se tiene que pagar algún costo por su uso; en el caso particular hablando de los filtros digitales en la configuración de filtro muesca, cuando se atenúa la banda de los 60Hz este integrado provoca un offset en su salida, lo cual a la hora de que pasa por la etapa de amplificación final, si se lleva este nivel de voltaje de desplazamiento, también se amplificará, disminuyendo el rango dinámico útil para la señal de ECG, por esta razón aquí mismo se propone un corrector de offset, tomando el INTE 25B como ejemplo, se usa trimpot POT 4, se conecta una de sus terminales laterales a VCC, la otra a GND y la terminal central a un resistor R47 de 10KΩ, y se calibra para eliminar este problema y no afecte a la hora de su amplificación y así para cada uno de los dos canales restantes.

Figura 4.18. Amplificación final de cada uno de los canales. Salida: Es el último bloque o etapa de nuestro electrocardiógrafo, esta sección es igual a la

entrada es un conector tira bornera que comunica las señales que se van a registrar y almacenar los tres canales CH0, CH1 y CH2, la tierra de referencia REF, y por último las entradas de control para el cambio de las derivaciones de los canales, estos son introducidos al circuito de aislamiento y de ahí al SAD, que realiza la conversión de analógico a digital y hace la comunicación con el puerto USB de la PC ver figura 4.19.

58

Figura 4.19. Señales de salida hacia la placa de aislamiento. Aislamiento Eléctrico: Falta la seguridad eléctrica del paciente, es decir, aislarlo de la línea

eléctrica comercial, en el caso en que exista algún corto circuito, es decir una descarga proveniente de la PC hacia el paciente y así su vida no corra peligro. Así mismo protega al electrocardiógrafo y que no llegue a sufrir ningún daño, se debe contar con un dispositivo que tenga las características de aislamiento eléctrico, necesarias para proteger el equipo y a su vez cumpla con las normas de seguridad eléctrica que la norma marca. Se tiene que aislar la alimentación del electrocardiógrafo y las señales provenientes del paciente, se propone un circuito adicional de tres integrados diferentes; regulador de voltaje (LM78L05ACZ [35]), fuente aislada (DCP010512BP [36]) y optoaislador (H11L1 [37]), su descripción es la siguiente: El conector CON 4 es una tira bornera de 8 terminales (ver figura 4.20).

1. Canal Cero CH0. 2. Tierra de Referencia. 3. Canal uno CH1 4. Tierra de Referencia. 5. Canal dos CH2 6. Tierra de Referencia. 7. Bit de control del sistema de adquisición de datos (SAD) C0 8. Bit de control del sistema de adquisición de datos (SAD) C1

El SAD cuenta con 2 bits de control (tabla 4.11), por tanto se tienen 4 combinaciones, cada

una de estas corresponde a la selección de la derivación de cada canal que se quiera registrar:

DERIVACIÓN SELECCIONADA EN CADA CANAL C1 C0 NOMBRE CH0 CH1 CH2

0 0 Unipolares aVR aVL aVF 0 1 Precordiales V1 V2 V3 1 0 Precordiales V4 V5 V6 1 1 Pulso de calibración CAL CAL CAL

Tabla 4.11. Códigos de control de las derivaciones del electrocardiógrafo.

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Figura 4.20. Diagrama eléctrico del circuito de aislamiento. Por otro lado ya se sabe el puerto USB cuenta con 4 terminales, 5V, 0V y 2 para la

transmisión de los datos unidireccional o bidireccional, -D, +D y el blindaje, la conexión 0V del puerto una vez en la PC, internamente es conectada a tierra física, por lo cual se debe aislar al paciente y el sistema, como se dijo antes para eso se uso la fuente aislada DCP010512BP, (INTE 2) donde:

DCP.- Número del modelo básico. 01.- 1W Cantidad de potencia que es capaz de entregar este dispositivo. 05.- Voltaje de entrada no aislado. 12.- Voltaje salida aislada. B.- Revisión del modelo P.- Encapsulado disponible, este caso PDIP.

60

La fuente requiere alimentación en las terminales 1 (VS) y 2 (0V), y la salida se toma en la terminal 6 (+VOUT) y 5 (0V) para la tierra aislada, conectado 2 capacitores de 47µF a 25V, en la entrada y en la salida del integrado, dentro de las características más significativas de este dispositivos destacan la eficiencia de 85%, voltaje de aislamiento de 1KVRMS, y cuenta con dos terminales de sincronización, estas son utilizadas cuando se utilizan dos o más fuentes simultaneamente, el circuito se muestra en la figura 4.21.

Figura 4.21. Fuente aislada.

Hasta este punto se tiene aislado el electrocardiógrafo, para la seguridad del paciente se determinó que, para la adquisición de los datos se hará en forma diferencial, hacia el puerto USB, así de este modo se elimina toda posibilidad de alguna descarga a través del paciente, además que se elimina el uso de integrados específicos para el aislamiento de las señales de ECG. Debido a que el voltaje de salida entregado es no regulado (12V) se conecta el regulador LM78L05ACZ, entran 12V provenientes de la fuente y se tiene a la salida 5V, y este circuito tiene una corriente pico máxima de salida de 140mA, este voltaje es el que alimenta toda la tablilla del electrocardiógrafo figura 4.22.

Figura 4.22. Regulador de voltaje para la alimentación de la tablilla de ECG.

61

Para el control de los canales para las diferentes derivaciones, se realizara vía PC, es decir desde la computadora se seleccionarán las señales para su registro entonces tenemos tres canales y doce señales disponibles y distribuidos en grupos de tres en tres, se necesitan dos bits de control para cambiar las señales, de la misma forma estos necesitan estar aislados del lado del circuito de ECG, para lograrlo se utilizaron optoaisladores H11L1, cuentan con un led infrarrojo (IRED) de arseniuro de galio que realiza el aislamiento óptico, junto con un detector integrado de alta velocidad con salida de disparador de Schmitt. Diseñado para aplicaciones que requieren el aislamiento eléctrico, tiempo de reacción rápido, alta inmunidad al ruido y la compatibilidad de lógica digital, se requiere conectar un resistor de 1.2KΩ al cátodo de IRED para excitarlo, en la parte del detector se energiza y como es a colector abierto se conecta otro resistor de 330KΩ para obtener el pulso aislado en la salida ver figura 4.23.

Figura 4.23. Optoaislador utilizado para el control del cambio de las derivaciones a registrar.

El circuito de aislamiento eléctrico funciona de la siguiente forma.- Se toma la alimentación de uno de los puertos USB de la PC (CON 3), entra directamente al DCP010512BP, y en las terminales de salida proporciona 12V aislados no regulados, conectando los capacitores para disminuir el voltaje de rizo, tanto en la entrada como a la salida del integrado. La regulación del voltaje para energizar el electrocardiógrafo se obtiene de la siguiente manera, la salida de la fuente se conecta a un LM78L05ACZ, y entrega los 5V (VCC) necesarios para el circuito de ECG (CON 1), las señales provenientes del paciente (CON 2) son mandados al SAD. en forma diferencial conectados a CON 4, de esta manera queda aislado, eliminado toda posibilidad de que la vida del paciente corra peligro y además disminuye el número de dispositivos del electrocardiógrafo, es decir, si se hace el registro de las señales en forma diferencial ya no es necesario utilizar amplificadores de aislamiento como el HCPL7800A[38] o ISO124 [39], lo que representa un ahorro en el consumo del equipo.

Para controlar los canales del electrocardiógrafo se necesitan 2 bits de mando C0 y C1 vienen desde el SAD, pero se aíslan mediante los H11L1, analizando esto para C0, entra un pulso de 5V hacia R2 excitando al led, y a su vez es detectado y a la salida se conecta R1 ya que es a colector abierto, para poder obtener el pulso aislado a la salida, y la misma historia, sucede para C1, así de este modo el equipo queda asilado y brinda seguridad tanto para el usuario así como para los pacientes a quienes les es tomado su electrocardiograma ver figura 3.20.

62

4.5 ELABORACIÓN DEL CIRCUITO.

Cuando se pide que se realice un diseño de cualquier sistema o circuito, se tienen que tomar criterios rígidos, que lleven a una mejor calidad y funcionalidad del equipo, dentro de los más importantes destacan el menor número de elementos posibles, funcionamiento eficiente y tamaño físico por dos razones:

• El consumo es directamente proporcional a la cantidad de dispositivos a usar.

• El dimensiones fisicas, si éste es demasiado grande ocasiona problemas durante

el manejo del equipo perdiendo funcionalidad. Otro criterio de no menor importancia es el ruido (entiéndase como aquella señal que no es útil para nuestros propósitos), es decir, se deben implementar técnicas que permitan atenuarlo, y más aún cuando en el circuito que se diseña va a procesar señales de suma importacia como es el caso del corazón, se tiene que asegurar que cualquier sistema diseñado y elaborado sea lo mas inmune al ruido como sea posible. Por último mencionaremos que existen dos formas de diseño.

• Todo equipo o sistema tiene que partir con el gabinete, donde se colocará la placa terminada ya que si se conocen las dimensiones del mismo, se tiene la idea exacta de que tamaño se dispone para la distribución de los elementos y el trazado de las pistas.

• Y especial para la tarjeta del circuito, es decir como es un prototipo, una vez

diseñada y elaborada la placa se tienen que hacer más pruebas de funcionamiento, y caracterización, finalizando con el tamaño del gabinete y la optimización del trazado de pistas si se requiere.

En este trabajo, lo que se propone es un sistema que actualmente no se tiene registro que halla uno de similares características y se esta diseñando partiendo de las necesidades de uso, esto implica pasar por la etapa prototipo, es por ello que durante el diseño y elaboración del prototipo no se tomó en cuenta el gabinete de inicio, una vez que se probó su buen funcionamiento se inició el nuevo diseño, y en él si se principió con la elección de gabinete donde alojaremos el nuevo circuito. Finalmente estamos listos para empezar con la elaboración del circuito prototipo, cada una de las etapas se tiene que construir correctamente para evitar problemas de corto circuito, mal contacto, inducción de ruido por un soldado defectuoso, o por pasta fundente, así como tener siempre en cuenta que se debe tener una distribución de elementos de una forma optimizada tanto para el alambrado y ahorro de espacio como para la comprensión de cada una de las secciones y facilitar las calibraciones y pruebas que se tengan que realizar. Es importante tomar en cuenta las especificaciones de aplicación del fabricante, en donde proponen un circuito impreso especial para evitar problemas de inducción de ruido, y tener el máximo optimo del funcionamiento de los dispositivos.

63

A continuación en la tabla 4.12 se enumeran el total de elementos a utilizar tanto pasivos como activos:

LISTA DE ELEMENTOS QUE SE UTILIZARON EN LA ELABORACIÓN DEL ELECTROCARDIÓGRAFO DE DOCE DERIVACIONES, BAJO CONSUMO Y COMUNICADO POR USB.

RESISTORES

TRIMPOT’S

DIODOS

CONECTORES

Nº TOTAL

57

7

18

2

DESCRIPCIÓN

POR: VALOR.

1 DE 33Ω (R30)

2 DE 100Ω (R32 Y R33) 3 DE 2.7KΩ (R34,R42, R50)

4 DE 4.7KΩ (R15,R18,R26,R29) 10 DE 10KΩ (R31,R39-R41,R47-R49,R55-R57)

9 DE 10KΩ (R5,R7,R8,R16,R17,R21,R22,R24,R25) 3 DE 15KΩ (R19,R20,R23)

10 DE 27KΩ (R1-R3,R6,R9-R14) 3 DE 100KΩ (R4,R27,R28) 3 DE 1.5MΩ (R35,R43,R51) 3 DE 3.3MΩ (R38,R46,R54)

6 DE 6.2MΩ (R36,R37,R44,R45,R52,R53)

1 DE 100Ω

(POT 1)

3 DE 10KΩ (POT2,POT4,POT6)

3 DE 500KΩ

(POT3,POT5,POT7)

1N4148

(D1-D18)

5 DE TRES

TERMINALES 2 DE DOS

TERMINALES

DESCRIPCIÓN

POR: TIPO DE

ELEMENTO.

RESISTORES DE CARBÓN

TRIMPOT’S DE 10 VUELTAS

DIODOS DE

CONMUTACIÓN RÁPIDA

TIRAS BORNERAS

LISTA DE ELEMENTOS QUE SE UTILIZARON EN LA ELABORACIÓN DEL ELECTROCARDIÓGRAFO DE DOCE

DERIVACIONES, BAJO CONSUMO Y COMUNICADO POR USB (CONTINUACIÓN).

CAPACITORES

CRISTAL

MICRO SWITCH

CIRCUITOS INTEGRADOS

Nº TOTAL

26

1

1

29

DESCRIPCIÓN

POR: VALOR.

2 DE 27pF

(C5,C6) 3 DE 100pF

(C1-C3) 1 DE 22nF

(C4) 10 DE 0.1µF

(C7,C14-C16,C20-C22,C26-C28) 9 DE 1µF

(C9-C11,C15-C17,C21-C23) 1 DE 10µF

(C8)

6MHz (X1)

1 DE 4

TERMINALES (S1)

7 MCP6142 INTE’S (3,7,13,16,20,23,27)

2 MCP6144 INTE (1,2) 2 REF3125 INTE (4,6)

1 PIC18LF2550 INTE (5) 2 PIC12F675 INTE(8,9)

3 MAX4618 INTE (10,17,24) 3 AD620 INTE (11,18,25)

3 MAX4514 INTE (12,19,26) 6 MAX7410 INTE ( 14,15,21,22,28,29)

DESCRIPCIÓN

POR: TIPO DE

ELEMENTO.

CAPACITORES DE POLIÉSTER,

CERÁMICOS Y ELECTROLÍTICOS

CRISTAL METÁLICO

INTERRUPTOR DE PRESIÓN.

CADA UNO DE LOS INTEGRADOS YA

FUERON ENLISTADAS SUS CARACTERÍSTICAS ELÉCTRICAS.

Tabla 4.12. Lista de los elementos usados en la elaboración del electrocardiógrafo.

64

No todos los dispositivos que se usarán están disponibles en encapsulado DIP o PDIP, como en el caso de los siguientes dispositivos: MAX4618, MAX7410, MAX4514 y REF3125, los cuales son mostrados en este mismo orden en la figura 4.24. Para el prototipo se adaptaron a una placa cada uno de ellos y montados sobre las bases de 16 y 8 terminales de encapsulado tipo PDIP dichos diseños se hará en el software PROTEL 2.0.

Figura 4.24. Comparativo de los integrados con encapsulado de montaje superficial, se muestran en el siguiente orden de izquierda a derecha MAX4618, MAX7410, MAX4514 Y REF3125.

Para el caso de la llave analógica MAX4618 se diseñó el componente MAX4618 para la

librería YAROZ.LIB como lo muestra la figura 4.25, después se elaboró una plantilla para el número total de las llaves que se han de utilizar (tres canales) figura 4.26.

Figura 4.25. Componente MAX4618

65

. Figura 4.26. Diseño de la placa para las llaves a usar.

Este mismo procedimiento se repite para los dispositivos restantes; filtro digital, MAX7410, llave restauradora MAX4514 y fuente de referencia a 2.5V REF3125 y se muestran de la figura 4.27 a la figura 4.32.

Figura 4.27. Componente MAX7410.

Figura 4.28. Diseño de la placa para filtros digitales.

66

Figura 4.29. Componente MAX4514.

Figura 4.30. Diseño de la placa para las llaves restauradoras.

Figura 4.31. Componente REF3125.

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Figura 4.32. Plantilla para las fuentes de referencia.

Para utilizar estos dispositivos de montaje en bases DIP, una vez que se diseño su elemento

correspondiente en PCB, todos ellos pasaron por un proceso de fabricación; que describiremos con uno de los cuatro dispositivos en este caso fue el circuito de conmutación MAX4514:

1. Se imprimió la platilla en hoja blanca tamaño carta 4.33 (A). 2. Se elaboró su negativo correspondiente 4.33 (B). 3. Por método fotográfico se hizo la placa figura 4.33 (C), este proceso y el anterior se

llevaron a cabo en el laboratorio de fotograbado de la sección de bioelectrónica del CINVESTAV-IPN.

Figura 4.33. (A) Pistas impresas (B) Negativo (C) Placa terminada.

(A) (B) (C)

68

4. Una vez obtenida la placa se procedió a estañar las pistas, esto se es comúnmente usado para darle protección adicional a las pistas de los circuitos (figura 4.34).

Figura 4.34. Placa con protección adicional.

5. Como el circuito del electrocardiógrafo es de tres canales se necesitó ese mismo número de dispositivos para cada uno de ellos, por lo tanto se cortaron y perforaron, como lo muestra la figura 4.35.

Figura 4.35. Placas cortadas y perforadas de acuerdo al número de llaves necesarias para la restauración de basal en cada uno de los canales del electrocardiógrafo.

69

6. En la penúltima etapa se soldó la llave analógica MAX4514, una en cada una de las placas

esto se muestra en la figura 4.36.

Figura 4.36. MAX4514 llave analógica soldada a una de las placas.

7. Por último se soldaron tiras de header sencillo, sin ángulo macho en las terminales para poder adaptarlos a las bases DIP (ver figura 4.37).

Figura 4.37. Circuitos terminados, listos para su funcionamiento y caracterización.

70

Finalmente se elaboraron los impresos para los circuitos restantes, para cada uno se repitió el procedimiento descrito anteriormente, solo falta mencionar que únicamente los circuitos con encapsulado de montaje superficial fueron soldados con ayuda de la estación de montaje superficial (work station mount surface) PACE MBT 250 [40], perteneciente al departamento de instrumentación electromecánica quedando como se muestran en la figura 4.38.

Figura 4.38. Integrados listos para usarse.

Con lo que respecta al alambrado y soldado de cada uno de los elementos para el circuito prototipo se tuvo precaución, así se evitó que se presentaran incidentes, durante el armado, caracterización y calibración, a continuación se muestra el circuito del electrocardiógrafo en su versión prototipo figura 4.39. El Circuito de aislamiento se elaboró en una tablilla diferente, todos los elementos utilizados se encontraron disponibles para montaje en placa, y la etapa de alambrado no se presentó ningún problema y se presenta a continuación (figura 4.40).

71

Figura 4.39. Electrocardiógrafo de doce derivaciones en versión prototipo.

ENTRADA DE LAS SEÑALES PROVENIENTES

DEL PACIENTE.

DIODOS DE PROTECCIÓN CONTRA DESCARGAS POR

DESFIBRILACIÓN.

ETAPA DE ACOPLAMIENTO.

CIRCUITO DE LA PIERNA DERECHA.

RED DE

WILSON.

GENERADOR DEL PULSO DE

CALIBRACIÓN.

SELECCIÓN DE LAS

DERIVACIONES.

AMPLIFICACIÓN INICIAL. CON G = 20.

RESTAURACIÓN DE BASAL.

FILTRO HIGHPASS DE 60dB/DÉCADA TIPO

BUTTERWORTH.

FILTRO NOTCH.

FILTRO LOWPASS DE 100dB/DÉCADA TIPO

BUTTERWORTH.

AMPLIFICACIÓN FINAL. CON G = 50.

GENERADORES DE SEÑAL DE RELOJ PARA LOS FILTROS

DIGITALES.

CONTROL DEL ELECTROCARDIÓGRAFO:

CAMBIO DE LAS DERIVACIONES Y PULSO DE CALIBRACIÓN

GENERADOR DE TIERRA DE REFERENCIA

SALIDA A LA PLACA DE AISLAMIENTO.

CORRECTORES DE OFFSET

72

Figura 4.40. Circuito de aislamiento para el electrocardiógrafo.

FUENTE DE AISLAMIENTO DCP010512BP.

ALIMENTACIÓN PROVENIENTE DEL

PUERTO USB.

REGULACIÓN Y ALIMENTACIÓN DEL CIRCUITO DE ECG.

SEÑALES PROVENIENTES DEL

ELECTROCARDIÓGRAFO.

OPTOACOPLADORES DE LOS BITS DE CONTROL DE

LAS DERIVACIONES.

SALIDA DE LAS SEÑALES DE ECG E INTRODUCIDAS

AL SAD.

73

CAPÍTULO V.

PROTOCOLO DE

CALIBRACIÓN Y PRUEBAS.

74

En el presente capítulo se dará el orden y la forma en que se deben realizar los ajustes y las pruebas al electrocardiógrafo de doce derivaciones, así como los equipos de medición, herramientas, y circuitos necesarios para cada uno de éstos. Para la elaboración de este protocolo se tomó como referencia las normas para equipos de electrocardiografía especificadas en el capítulo II, enfocándose principalmente en los requerimientos de funcionamiento.

Material, herramienta y equipo necesario para la caracterización de todas las partes que conforman al electrocardiógrafo de doce derivaciones bajo consumo y comunicado por USB, así como del circuito en conjunto:

• Tablilla de prueba. • Fuente de alimentación HP 6237B [41]. • Osciloscopio TDS3014B [42]. • Puntas de prueba. • Cable terminación caimán-clip. • Multímetro. • Pinzas de punta de aguja. • Alambres. • Diodos emisores de luz. • Capacitores de diferentes valores (se específica en cada prueba según el caso). • Resistores de diferentes valores (se específica en cada prueba según el caso). • Generador de Funciones HP 3310B [43]. • Simulador de arritmias [44]. • Circuitos adicionales.

En la caracterización de algunas etapas se hicieron en el circuito prototipo y en tablilla de prueba, ya que algunas caracterizaciones quedan mejor explicadas por ambas que por solo una de ellas, además para mostrar el funcionamiento con condiciones generales y no estar sujetos a trabajar con las variables del electrocardiógrafo. También es importante mencionar que en todas las etapas del circuito de ECG hay dispositivos que se implementaron en más de una ocasión, como es el caso de los seguidores de voltaje, fuente de referencia a 2.5V y en los tres canales iniciando por las llaves analógicas y terminando en los amplificadores inversores, y como ya se mencionó anteriormente todas las partes fueron probadas y calibradas según el bloque en cuestión, así mismo se determinó que de todos los resultados obtenidos de cada caracterización se reportaran uno de cada bloque, en los casos ya mencionados donde exista arriba de una implementación por elemento.

75

5.1 TIERRA DE REFERENCIA A 2.5V. Se alimentó con 5V la REF3125, en la salida se tienen 2.5V, así mismo se conectó la parte

del buffer (MCP6142), el cual soportará toda la demanda de corriente que el circuito de ECG necesite, y a la salida se conectó una carga de 220Ω más un diodo emisor de luz de color rojo, a continuación se tomaron tres lecturas y se registran en el osciloscopio de cuatro canales la primera en el canal 1 se toma en la terminal de alimentación del REF3125, la segunda medición la registramos a la salida de la fuente 3125 y se esta midiendo en el canal 2 y la última lectura a la salida del amplificador operacional correspondiente al canal 3, como se muestra en la figura 5.1.

Figura 5.1. Caracterización de la tierra de referencia.

La primera medida se muestra en la figura 5.2 y se toma la medida de delta que es 11mV.

Figura 5.2. Voltaje de entrada de 5V, medido en modo de corriente alterna en canal 1.

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La segunda medida se muestra en la figura 5.3 y se toma la medida de delta que es 8mV.

Figura 5.3. Voltaje en la salida del REF3125 medido en modo de corriente alterna en canal 2. La tercera medida se muestra en la figura 5.4 y se toma la medida de delta que es 8mV.

Figura 5.4. Voltaje en la salida del MCP6142 medido en modo de corriente alterna en canal 3. Para el registro de las lecturas de voltajes se hizo lo siguiente, como se sabe los voltajes esperados son de 5V y 2.5V de corriente directa (DC), por tanto se usó el osciloscopio en modo de corriente alterna, debido a que lo que se necesita saber que cantidad de ruido tiene la fuente de 5V y que cantidad puede atenuar el circuito REF3125 en conjunto con el MCP6142, y esto es una buena aproximación debido a que la alimentación del puerto USB proviene de una fuente conmutada que tiene características de atenuación de ruido, y con la fuente que se realizó la caracterización es una HP6237B [41] (fuente lineal), la cual no es una fuente conmutada.

77

5.2 ETAPA DE ACOPLAMIENTO, SEGUIDORES DE VOLTAJE. En esta etapa se hizo las dos caracterizaciones en el circuito prototipo y tablilla de prueba, para el prototipo se introdujo una señal senoidal con 278mVPP y 25Hz, la amplitud se eligió debido al voltaje de conducción de los diodos de protección contra descargas por desfibrilador, y la frecuencia se designó al azar, solo se tomo en cuenta que la frecuencia asignada estuviera dentro del ancho de banda para sistemas de electrocardiografía de doce derivaciones, como se muestra en la figura 5.5.

Figura 5.5. Caracterización de los seguidores de voltaje.

En la figura 5.6 se muestra la señal de entrada al buffer (canal 1) y en la 5.7 se registra la medición del voltaje de salida del seguidor de voltaje (canal 2), este procedimiento se realizó para todos los seguidores de voltaje.

Figura 5.6. Voltaje de entrada al buffer canal 1.

78

Figura 5.7. Señal de salida en el seguidor de voltaje canal 2.

En la figura 5.8 se muestra la misma prueba, con la diferencia de que el voltaje de entrada fue de 4.8VPP y 50Hz, y se observa que el voltaje de riel a riel es el voltaje de alimentación del dispositivo (5V) canal 1 es estrada contra canal 2 que es la salida.

Figura 5.8. Caracterización del MCP6144 en configuración de seguidor de voltaje.

79

5.3 PULSO DE CALIBRACIÓN. Como ya se explicó antes para la generación del pulso de calibración se hizo el arreglo de resistores y trimpot’s, y tener una caída de voltaje de 1mV a la salida, para poder caracterizarlo se implementó un circuito de apoyo, el cual se muestra en la figura 5.9 (a), consta de un amplificador de instrumentación AD620 con ganancia G = 100, y se introdujo en sus terminales una señal de 100mVPP con 100Hz, y a la salida se tiene un voltaje de 10VPP, y se procede hacer el registro de la señal amplificada mostrado en la figura 5.10 y 5.11, para comprobar el porcentaje de error del amplificador, y poder realizar la medición del pulso de calibración, se hace una compension de la ganancia y así reducir el error al valor mínimo y en la figura 5.9 (b) se muestra el circuito generador del pulso de calibración y se colocó su salida a la entrada del AD620, es decir, toma el lugar de la fuente V1, y se hace la medición del voltaje salida (ver figura 5.12).

Figura 5.9. (a) Circuito de comprobación de ganancia (b) Circuito de caracterización del pulso de calibración.

Figura 5.10. Señal de voltaje de V1 que va hacer amplificada por el AD620 (canal 1).

(a) (b)

80

Figura 5.11. Señal amplificada 100 veces en canal 2. Una vez comprobando el correcto funcionamiento del amplificador de instrumentación y ajustando la ganancia, se procede hacer el registro del nivel de voltaje de 1mV, si este voltaje se tiene a la entrada, después de la amplificación se tendrá 100mV como se registró en la gráfica de la figura 5.12.

Figura 5.12. Medición del pulso de calibración (canal 2).

81

5.4 RED DE WILSON. Existen diferentes formas para la calibración de la red de Wilson y del punto central, lo que se realizó fue lo siguiente: de un lote de 200 resistores 100 de 10KΩ y 100 de 15KΩ, se escogieron 6 de 10KΩ y 3 de 15KΩ, de cada ciento de resistores se midió su valor promedio resistivo con ayuda del multímetro, tomando 5 lecturas de cada resistor, a continuación se caracterizó la red de Wilson en dos partes.

Arreglo estrella.- Se diseñó y elaboró un circuito desfasador [29], se aplicó una señal senoidal de 3VPP con 60Hz, se hacen dos ramificaciones, una para el arreglo estrella (α) hecho con resistores de 15KΩ, y la otra va al primer bloque del circuito desfasador este voltaje es desfasado 120º, en este punto se vuelve hacer dos ramificaciones una de ellas se conecta a otro extremo del arreglo (β), y el restante se vuele a desfasar otros 120º, lo que da un total de 240º conectandose en el último extremo del arreglo (λ), así se simuló tener una red trifásica de desfasadas las 3 señales senoidales 120° una con respecto a la otra, así mismo las mediciones se hicieron con referencia a 2.5V, por ello se hace uso del circuito de tierra de referencia esto se muestra en la figura 5.13 (a), y la medida se toma en el nodo común del arreglo de R19, R20 y R23 que es la tierra central de Wilson (TCW), (ver figura 5.13. (b)).

Figura 5.13. Calibración y caracterización de arreglo estrella de la red del Wilson.

(a)

(b)

(α)

(β) (λ)

TCW.

82

Las formas de onda de los voltajes desfasados 120º entre ellos obtenidos se muestran en la figura 5.14.

Figura 5.14. Señales introducidas en el arreglo estrella desfasadas 120º entre ellas.

En la figura 4.15 se ilustra el valor del voltaje en el punto central en el arreglo estrella.

Figura 5.15. Voltaje en el punto central del arreglo estrella (TCW) muy cercano a 0V, en canal 4.

83

Arreglo delta.- Se utilizó el mismo circuito desfasador, el voltaje inicial es de 4VPP, con una frecuencia de 60Hz, el voltaje de salida es: 4VPP 0º, 4VPP 120º y 4VPP 240º, a cada uno de éstos se implementó un divisor de voltaje y la caída en los potenciómetros POT3, POT4 y POT5 es de 1VPP, después se aplicaron seguidores de voltaje de igual forma para los 3 voltajes de 1VPP, y finalmente a un corrector de offset, para suprimir el nivel de voltaje provocado por los dispositivos conectados, y a la salida de 2D, 3A y 3B son conectados al arreglo de 6 resistores conectados en serie como se muestra en la figura 5.16.

Figura 5.16. Caracterización del arreglo delta.

Las primeras 3 lecturas registradas se presentan en la figura 5.17, que son los voltajes aplicados en los nodos “A” canal 2, “B” canal 3 y “C” canal 4.

84

Figura 5.17. Amplitudes de voltajes medidos en los nodos A (canal 2), B (canal 3) y C (canal 4) del

arreglo delta. En las figuras 5.18, 5.19 y 5.20 se registran los voltajes en los nodos intermedios del arreglo delta.

Figura 5.18. Amplitud de voltaje entre el nodo A y B del arreglo delta (canal 4).

85

Figura 5.19. Amplitud de voltaje entre el nodo B y C (canal 4).

Figura 5.20. Amplitud de voltaje entre el nodo C y A (canal 4).

86

Para el cálculo del circuito desfasador según lo que marca la teoría [29]:

Una expresión general para el voltaje de salida del circuito desfasador utilizado en la caracterización de la red de Wilson es la siguiente:

θ−∠= iEV0 …..(5.1)

En la cual θ es el ángulo de fase y se obtendrá con la ecuación 4.2 Los resistores deben ser iguales, para lo cual se utilizan cualquier valor que se desee, siempre que esté entre 10KΩ y 220KΩ. El ángulo de fase θ, solo depende de Ri, Ci y de la frecuencia F del voltaje de entrada, la relación que guardan entre si es:

iiCfRπθ 2arctan2= …..(5.2) θ esta expresada en grados, F en Hertz, Ri en Ohms y Ci en farads, la ecuación 4.2 sirve para encontrar el ángulo de fase cuando se conoce F, Ri y Ci. Si se conoce el ángulo de fase deseado, se asigna un valor para el capacitor Ci y resolviendo la ecuación 4.3 para Ri:

ii fC

Rπ

θ

22

tan ⎟⎠

⎞⎜⎝

⎛

= …..(5.3)

Para POT1 = POT2 = POT:

θ = 120º

( )( )( )610*1.06022

º120tan−=

πPOT …..(5.4)

Resolviendo:

( )( )( ) ( ) Ω≅Ω≈Ω=== −− KPOT 4610*4610*953.4510*769.3

732.110*1.060283.6

732.1 3356 ….(5.5)

Los resistores se asignaron de 100KΩ, ya que está en el centro del rango que define la teoría, este cálculo se usó para los dos arreglos delta y estrella. Se busca que la terminal central de Wilson sea exactamente 0V idealmente, pero el valor obtenido se aproximó lo más cercano posible al valor mencionado.

87

5.5 SELECCIÓN DE LAS DERIVACIONES. Para comprobar el correcto funcionamiento de las llaves analógicas MAX4618 a “X0” se conectó una señal senoidal de 4VPP 35Hz, y a “Y0” se mandó a GND, y con los bits de control A y B se fueron ingresando 0V y 5V para formar el código correspondiente para la activación de los canales de entrada y tener el resultado en los canales de salida “Y” y “X”, con la terminal de habilitación conectado a 0V (ver figura 5.21).

Figura 5.21. Funcionamiento de las llaves analógicas de los 3 canales del electrocardiógrafo.

Para explicar la realización de la prueba de funcionamiento se uso el osciloscopio de cuatro canales, los cuales fueron asignados de la siguiente manera, como se especifica en la tabla 5.1.

NÚMERO DE CANAL DEL OSCILOSCOPIO

VOLTAJE QUE REGISTRA

CH1 Voltaje de entrada 4VPP 35Hz en “X3” y “Y3”. CH2 Voltaje de salida en “X”, “Y”, es conexión común. CH3 Voltaje de la terminal de control A. CH4 Voltaje de la terminal de control B.

Tabla 5.1. Distribución de los canales del osciloscopio para la puesta en marcha de las llaves

analógicas.

Las lecturas medidas se presentan de la figura 5.22 a la figura 5.25, tomando como referencia A como el bit menos significativo y a B como el más significativo, se presentan para todas las combinaciones posibles entre estos dos bits, de este modo cada gráfica corresponde a un código de control específico.

88

Figura 5.22. A = 0V y B = 0V y CH2 canal de salida.

Figura 5.23. A =5V y B = 0V y CH2 canal de salida.

89

Figura 5.24. A =0V y B = 5V y CH2 canal de salida.

Figura 5.25. A =5V y B = 5V y CH2 canal de salida.

90

5.6 CONTROL DE LA SELECCIÓN DE LAS DERIVACIONES. El objetivo de la propuesta de usar el microcontrolador PIC18LF2550, en el diseño del electrocardiógrafo de doce derivaciones, bajo consumo y comunicado por USB, es ganar experiencia en la programación del mismo, ya que se tiene pensado usarlo en la optimización del presente proyecto, en este momento para la adquisición de los datos se usa el SAD comercial.

Como una de las implementaciones para mejorar el funcionamiento de nuestro sistema electrocardiográfico es que el PIC18LF2550, haga la conversión analógica a digital y haga la comunicación USB, de este modo se deja de usar el sistema comercial para la adquisición. Para la caracterización del control de la selección de las derivaciones (microcontrolador), se realizaron 2 programas en lenguaje ensamblador usando el programa MPLAB [45], el primero, y es el más básico y funciona no solo para probar el correcto funcionamiento de este microcontrolador, sino para todos, es decir es una prueba universal por decirlo de alguna manera, y es hacer un conteo por cualquiera de los puertos disponibles, el diagrama de flujo y el programa de conteo se anexa en el apéndice A. Una vez realizada la programación se grabó dicho programa en el microcontrolador con ayuda del PICSTART Plus DEVELOPMENT PROGRAMMER [46], y se probó el funcionamiento del PIC como se muestra en la figura 5.26 y sus respectivas formas de onda en la figura 5.27.

Figura 5.26. Prueba del funcionamiento de PIC18LF2550.

91

Figura 5.27. Formas de onda generadoras por el conteo del microcontrolador RB0 (canal 1), RB1 (canal 2), RB2 (canal 3) y RB3 (canal 4).

Ya una vez funcionando el PIC, se procedió a elaborar el programa de control del cambio de derivación para los tres canales simultáneos: Cuando se alimente el circuito de ECG, automáticamente se comprueba la calibración del sistema, durante 1 segundo, después se activan las derivaciones unipolares, así mismo en el momento que el operador haga el cambio para registrar otro grupo de tres derivaciones, el PIC hace la restauración de basal, por 1 segundo e inmediatamente después hace el cambio correspondiente y espera la siguiente orden del usuario, este proceso se repite para todas las instrucciones que se le indiquen al equipo, de la misma manera tanto el diagrama de flujo y el programa fuente se presentan en el anexo A.

92

5.7 AMPLIFICADOR DE INSTRUMENTACIÓN. Se aplicó una señal senoidal de 150mVPP con 50Hz, al amplificador de instrumentación AD620, y tiene una ganancia G = 20, con un resistor de valor comercial de 2.7KΩ, conectado entre las terminales 1 y 8 del integrado, se espera obtener una señal amplificada a 3VPP con 50Hz, (ver figura 5.28), se presentan dos gráficas de resultados, primera se mide la señal de entrada (figura 5.29) y en la segunda la señal de salida (figura 5.30).

Este bloque fue caracterizado directamente en el circuito, para corroborar la amplificación exacta del AD620, las mediciones correspondientes se hicieron en forma diferencial con referencia a 2.5V, tomando en cuenta que el voltaje de salida amplificado no es mayor al voltaje riel a riel del dispositivo, el cual depende del voltaje con que se alimentó.

Figura 5.28. Caracterización de la primera etapa de amplificación del circuito de ECG. Una vez obtenidos los resultados de los cálculos para el resistor de ganancia se buscaron para los tres AD620 los valores mas aproximados con los dispositivos comerciales al valor calculado, reduciendo así el error por amplificación.

93

Figura 5.29. Señal de entrada al AD620, registrada mediante el canal 1.

Figura 5.30. Voltaje de salida amplificado medida realizada por el canal 2.

94

5.8 RESTAURACIÓN DE BASAL.

Los circuitos de conmutación (CC) utilizados para la restauración de basal no se probaron dentro de la tablilla debido a que el número de canales necesarios para la caracterización resultan ser mayores en número que los canales disponibles, se elaboró un circuito en la tablilla de prueba, se aplicó un pulso cuadrado para la conmutación lo proporcionó el generador de funciones de 0V a 5V a diferentes frecuencias, y el voltaje de introducido en las terminales de los CC fue de 5V, en los otros extremos des los CC se conectó tres diodos emisores de luz (LED) uno para cada CC, en serie con un resistor de 330KΩ, y se hizo una variación de la frecuencia para el pulso esto queda representado en la figura 5.31

Figura 5.31. Funcionamiento de los circuitos de conmutación para la restauración de basal.

Se usaron diferentes led’s como se muestra en la figura anterior, de acuerdo con el color de cada led, le corresponde un voltaje de diodo diferente esto queda explicado en la figura 5.32

Figura 5.32. Activación y desactivación de los circuitos de conmutación, canal 1 (señal de entrada a los circuitos de conmutación), canal 2, canal 3 y canal 4 son las salidas de los circuitos.

95

5.9 FILTRO PASA ALTAS DE 60 DB/DÉCADA TIPO BUTTERWORTH.

Para el procedimiento de caracterización del filtro pasa altas (HIGHPASS), se uso el generador de funciones el cual proporcionó una señal de voltaje de 4VPP con un barrido de frecuencia, las condiciones de la caracterización del filtro pasa altas fueron:

• El rango de la toma de lectura fue desde 0.001Hz hasta 185Hz. • Tomar intervalos de lectura de 0.001Hz en 0.001Hz desde 0.001 hasta 0.05 Hz. • A partir de aquí se tomaron muestras con intervalos de 0.005Hz en 0.005Hz desde

0.05 hasta 0.1Hz. • Después muestras de 0.1Hz en 0.1Hz desde 0.1Hz hasta 0.5Hz. • Así mismo intervalos de 0.5Hz en 0.5Hz desde 0.5 hasta 1Hz. • Las siguientes condiciones fueron de 1Hz en 1Hz desde 1Hz hasta 20Hz. • El rango contiguo fue de 5Hz en 5Hz desde 20Hz hasta 185Hz.

Debido a que se utilizó un generador de funciones del tipo analógico fue difícil tomar los

intervalos exactos así que se trato de tomar la lectura con el menor error posible, esto se ilustra en la figura 5.33.

Figura 5.33. Caracterización del filtro pasa altas

Las mediciones se realizaron en forma diferencial, la frecuencia de corte es FC = 0.05Hz, el filtro es de tercer orden 60dB/década de tipo Butterworth, entonces se calcula el voltaje para la frecuencia de corte:

2*RMSPICO VV = ….(5.6)

96

Despejando VRMS:

2PICO

RMSV

V = ….(5.7)

Y calculando el voltaje RMS:

VVV

V PICORMS 8.2828.2

4142.14

2≈=== …..(5.8)

Por tanto, el voltaje, para la frecuencia de corte es 2.828VPP, en la tabla 5.2 se enlistan los valores de voltaje de entrada, frecuencia así como también el voltaje obtenido para dicha frecuencia. VOLTAJE DE ENTRADA EN

(VPP)

FRECUENCIA EN (Hz)

VOLTAJE DE SALIDA EN (mVPP)

VOLTAJE DE ENTRADA EN

(VPP)

FRECUENCIA EN (Hz)

VOLTAJE DE SALIDA EN (V)

4 0.001 160 4 0.041 2.13 0.002 160 0.042 2.26 0.003 170 0.043 2.38 0.004 170 0.044 2.49 0.005 180 0.045 2.58 0.006 180 0.046 2.72 0.007 180 0.047 2.76 0.008 180 0.048 2.84 0.009 180 0.049 2.95 0.010 180 0.050 3.04 0.011 190 0.055 3.4 0.012 190 0.060 3.65 0.013 190 0.065 3.87 0.014 230 0.070 3.97 0.015 230 0.075 4 0.016 240 0.080 4 0.017 280 0.085 4 0.018 310 0.090 4 0.019 350 0.095 4 0.020 370 0.100 4 0.021 410 0.11 4 0.022 450 0.12 4 0.023 500 0.13 4 0.024 560 0.14 4 0.025 660 0.15 4 0.026 690 0.16 4 0.027 770 0.17 4 0.028 830 0.18 4 0.029 930 0.19 4 0.030 960 0.20 4 0.031 1080 0.21 4 0.032 1150 0.22 4 0.033 1260 0.23 4 0.034 1460 0.24 4 0.035 1460 0.25 4 0.036 1580 0.26 4 0.037 1690 0.27 4 0.038 1810 0.28 4 0.039 1960 0.29 4 0.040 2050 0.30 4

Tabla 5.2. (a) Primeros 80 valores del voltaje de salida del filtro pasa altas.

97

VOLTAJE DE ENTRADA EN

(VPP)

FRECUENCIA EN (Hz)

VOLTAJE DE SALIDA EN (mVPP)

VOLTAJE DE ENTRADA EN

(VPP)

FRECUENCIA EN (Hz)

VOLTAJE DE SALIDAEN (V)

4 0.31 4 4 13 4 0.32 4 14 4 0.33 4 15 4 0.34 4 16 4 0.35 4 17 4 0.36 4 18 4 0.37 4 19 4 0.38 4 20 4 0.39 4 25 4 0.40 4 30 4 0.41 4 35 4 0.42 4 40 4 0.43 4 45 4 0.44 4 50 4 0.45 4 55 4 0.46 4 60 4 0.47 4 65 4 0.48 4 70 4 0.49 4 75 4 0.50 4 80 4 0.55 4 85 4 0.60 4 90 4 0.65 4 95 4 0.70 4 100 4 0.75 4 105 4 0.80 4 110 4 0.85 4 115 4 0.90 4 120 4 0.95 4 125 4 1 4 130 4 2 4 135 4 3 4 140 4 4 4 145 4 5 4 150 4 6 4 155 4 7 4 160 4 8 4 165 4 9 4 170 4 10 4 175 4 11 4 180 4 12 4 185 4

Tabla 5.2. (b) Últimos 82 valores del voltaje de salida del filtro pasa altas.

Calculado el porcentaje de error del highpass:

100*%TEORICO

REALTEORICOERROR VALOR

VALORVALOR −= …..(5.9)

%4100*04.0100*05.0

048.0050.0100*% ==−

=−

=Hz

HzHzVALOR

VALORVALOR

TEORICO

REALTEORICOERROR …..(5.10)

98

Se concluye que la eficiencia del filtro pasa altas es de 96%, esta dentro del rango de tolerancia ya que no sobre pasa el 10% de margen de error, el voltaje a la frecuencia de corte se ilustra en la figura 5.35 y el voltaje de entrada en la grafica 5.34

Figura 5.34. Voltaje de entrada al filtro pasa altas el cual se muestra en el canal 1 y es de 4VPP.

Figura 5.35. Voltaje a la frecuencia de corte del filtro pasa altas mostrada en el canal 2 y tiene un

valor de 2.82VPP.

99

Para fines prácticos se graficó solo los primeros 80 valores de voltaje de salida, ya que si graficamos más datos dicha gráfica sufriría una saturación de información, además se calculó el nivel de voltaje (en dB) para los 80 valores de voltaje, cada uno en relación con el valor de frecuencia correspondiente (ver gráfica de figura 5.36).

FILTRO PASA ALTAS

-30-27-24-21-18-15-12

-9-6-30

0.0000 0.1000 0.2000 0.3000 0.4000

BARRIDO DE FRECUENCIA EN (Hz)

NIV

EL D

E VO

LTA

JE E

N (d

B)

Figura 5.36. Gráfica de la frecuencia de corte del filtro pasa altas.

PRIMEROS 80 VALORES DE LOS NIVELES DE VOLTAJE EN (dB).

1 -27.9588002 17 -23.0980392 33 -10.0337889 49 -2.97483303 65 0 2 -27.9588002 18 -22.2139659 34 -8.75414271 50 -2.64475951 66 0 3 -27.4322214 19 -21.1598389 35 -8.75414271 51 -2.38372815 67 0 4 -27.4322214 20 -20.6771653 36 -8.06805809 52 -1.41162149 68 0 5 -26.9357497 21 -19.7855227 37 -7.48346573 53 -0.79534254 69 0 6 -26.9357497 22 -18.9769496 38 -6.88762833 54 -0.28698053 70 0 7 -26.9357497 23 -18.0617997 39 -6.1960784 55 -0.06538969 71 0 8 -26.9357497 24 -17.0774393 40 -5.80612261 56 0 72 0 9 -26.9357497 25 -15.6503211 41 -5.47360776 57 0 73 0 10 -26.9357497 26 -15.264218 42 -4.95903104 58 0 74 0 11 -26.4661278 27 -14.3113853 43 -4.50966069 59 0 75 0 12 -26.4661278 28 -13.659638 44 -4.11721288 60 0 76 0 13 -26.4661278 29 -12.6715409 45 -3.80880571 61 0 77 0 14 -24.8066431 30 -12.3957752 46 -11.3727247 62 0 78 0 15 -24.8066431 31 -11.3727247 47 -3.34982175 63 0 79 0 16 -24.436975 32 -10.827243 48 -3.22301819 64 0 80 0

Tabla 5.3. Niveles de voltaje.

100

5.10 FILTRO NOTCH.

Se implementó este filtro para atenuar el ruido presente e inducido de la línea comercial, y el integrado designado para cumplir esta función es el MAX7410, solo que en esta ocasión en una aplicación diferente, en filtro rechaza banda o filtro muesca [47], para la caracterización de este dispositivo se aplicó una señal senoidal, de 2VPP, con un barrido de frecuencia, la señal de reloj, que en este caso es generada por el PIC12F675, del cual y se hablará más adelante, las condiciones de caracterización son:

• El rango de la toma de lectura fue de 45Hz a 86Hz. • Los intervalos de las muestras de 1Hz en 1Hz.

El circuito de prueba se muestra en figura 5.37.

Figura 5.37. Filtro notch.

Para la frecuencia de 60Hz, se obtuvo un voltaje igual a 180mV, y como ya se dijo se aplicó 2VPP, se procede a calcular la atenuación del filtro.

⎟⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛=

IN

OUTdB V

VLOGNV 20 …..(5.11)

Resolviendo la ecuación anterior:

dBLOGVmVLOG

VV

LOGNVIN

OUTdB 915.200457.1*2009.020

21802020 −=−==⎟

⎠

⎞⎜⎝

⎛=⎟⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛= ….(5.12)

101

En la tabla 5.4 se enlistan los valores medidos del voltaje atenuado por filtro, así como el barrido de frecuencia y el voltaje de entrada, en la figura 5.38 se muestran las señales involucradas en la caracterización. VOLTAJE DE ENTRADA EN

(VPP)

BARRIDO EN FRECUENCIA

EN (Hz)

VOLTAJE DE SALIDA EN

(VPP)

VOLTAJE DE ENTRADA EN

(VPP)

BARRIDO EN FRECUENCIA

EN (Hz)

VOLTAJE DE SALIDA EN

(VPP) 2 45 1.72 2 66 0.868 46 1.70 67 0.992 47 1.56 68 1.07 48 1.45 69 1.24 49 1.37 70 1.35 50 1.28 71 1.48 51 1.14 72 1.55 52 1.01 73 1.61 53 0.92 74 1.63 54 0.812 75 1.75 55 0.672 76 1.79 56 0.532 77 1.85 57 0.412 78 1.93 58 0.234 79 1.95 59 0.184 80 2 60 0.180 81 2 61 0.288 82 2 62 0.402 83 2 63 0.458 84 2 64 0.590 85 2 65 0.724 86 2

Tabla 5.4 valores de voltajes del filtro notch.

Figura 5.38. Señales involucradas en la medición CH1 Voltaje de entrada, CH2 Voltaje de salida y CH3 Señal de reloj generada por el PIC12F675.

102

En la figura 5.39 se presenta la gráfica del voltaje medido durante la prueba del filtro notch, solo que para fines demostrativos se aplicó un voltaje de 1VPP de amplitud. Ya que si el voltaje de entrada es menor se tiene un voltaje atenuado de menor valor, lo que provocaría un error mayor a la hora de hacer la medición, que el propuesto con 2VPP.

Figura 5.39. Voltaje de entrada aplicado al filtro notch (canal 3).

En la figura 5.40 se presenta el voltaje atenuado de salida.

Figura 5.40. Voltaje de salida medido en el canal 4.

103

Si se calcula una vez más el nivel de voltaje con la ecuación 5.11, se obtiene el mismo resultado, que para un voltaje aplicado de 2VPP, esto es:

dBLOGVmVLOG

VVLOGNV

IN

OUTdB 915.200457.1*2009.020

1902020 −=−==⎟

⎠

⎞⎜⎝

⎛=⎟⎟

⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛= ….(5.13)

La gráfica del filtro notch se muestra en la figura 5.41.

FILTRO NOTCH

-25

-20

-15

-10

-5

0

40.00 50.00 60.00 70.00 80.00 90.00

BARRIDO DE FRECUENCIAS EN (Hz)

NIV

EL D

E VO

LTA

JE E

N (d

B)

Figura 5.41. Gráfica del filtro notch.

VALORES DE NIVEL DE VOLTAJE EN (dB) PARA EL FILTRO NOTCH.

1 -1.31003098 12 -11.5023673 22 -7.25020541 33 -0.67716535 2 -1.41162149 13 -13.7226556 23 -6.09036647 34 -0.30945373 3 -2.15810795 14 -18.6362828 24 -5.43292436 35 -0.21990769 4 -2.79323987 15 -20.7242435 25 -4.15216621 36 0 5 -3.28618857 16 -20.9151498 26 -3.41392454 37 0 6 -3.87640052 17 -16.8327502 27 -2.61536561 38 0 7 -4.88250289 18 -13.9360789 28 -2.21396595 39 0 8 -5.93417244 19 -12.8032904 29 -1.88408239 40 0 9 -6.74484337 20 -10.6035597 30 -1.77684783 41 0

10 -7.82947933 21 -8.82582859 31 -1.15983894 42 0 11 -9.47321445 32 -0.96353929

Tabla 5.5. Niveles de voltaje.

104

5.11 FILTRO PASA BAJAS DE 100DB/DÉCADA TIPO BUTTERWORTH.

Ya se tiene el filtrado de las bajas frecuencias y la banda de los 60Hz, solo falta la caracterización del este bloque, el filtro pasa bajas de 100 dB/década de tipo buterworth, se conectó a la entrada del filtro un voltaje senoidal de 2VPP, con las siguientes condiciones para el barrido de la frecuencia.

• El rango de la toma de lectura fue de 80Hz a 133.5Hz. • Los intervalos de las muestras de 0.5Hz en 0.5Hz.

El filtro fue diseñado con el MAX740, y la señal de reloj fue generada por un PIC12F675

diferente al usado para el filtro notch, el circuito se puede observar en la figura 5.42.

Figura 5.42. Circuito de prueba del filtro pasa bajas

Las mediciones se realizaron en forma diferencial, la frecuencia de corte es FC = 120Hz, el filtro es de quinto orden 100dB/década de tipo Butterworth, entonces se calcula el voltaje para la frecuencia de corte:

2*RMSPICO VV = ….(5.6) Despejando VRMS:

2PICO

RMSV

V = ….(5.7)

Y calculando el voltaje RMS:

VVV

V PICORMS 4.14142.1

4142.12

2≈=== …..(5.14)

Por tanto, el voltaje, para la frecuencia de corte es 1.4142VPP, en la tabla 5.6 se presenta los

valores de voltaje de entrada, frecuencia así como también el voltaje obtenido para dicha frecuencia.

105

VOLTAJE DE ENTRADA EN

(VPP)

FRECUENCIA EN (Hz)

VOLTAJE DE SALIDA

EN (VPP)

VOLTAJE DE ENTRADA EN

(VPP)

FRECUENCIA EN (Hz)

VOLTAJE DE SALIDAEN

(VPP) 2 80 1.97 2 107 1.68 80.5 1.96 107.5 1.68 81 1.96 108 1.66 81.5 1.96 108.5 1.66 82 1.95 109 1.64 82.5 1.95 109.5 1.64 83 1.95 110 1.62 83.5 1.95 110.5 1.62 84 1.95 111 1.59 84.5 1.95 111.5 1.59 85 1.94 112 1.57 85.5 1.94 112.5 1.57 86 1.94 113 1.52 86.5 1.94 113.5 1.52 87 1.93 114 1.50 87.5 1.93 114.5 1.50 88 1.92 115 1.48 88.5 1.92 115.5 1.48 89 1.92 116 1.46 89.5 1.92 116.5 1.46 90 1.92 117 1.42 90.5 1.92 117.5 1.41 91 1.90 118 1.38 91.5 1.90 118.5 1.38 92 1.90 119 1.35 92.5 1.88 119.5 1.35 93 1.88 120 1.32 93.5 1.88 120.5 1.32 94 1.88 121 1.30 94.5 1.88 121.5 1.30 95 1.87 122 1.26 95.5 1.87 122.5 1.26 96 1.86 123 1.24 96.5 1.86 123.5 1.24 97 1.85 124 1.22 97.5 1.85 124.5 1.22 98 1.84 125 1.18 98.5 1.84 125.5 1.18 99 1.82 126 1.16 99.5 1.82 126.5 1.16 100 1.82 127 1.12 100.5 1.82 127.5 1.12 101 1.80 128 1.09 101.5 1.80 128.5 1.09 102 1.78 129 1.06 102.5 1.78 129.5 1.06 103 1.76 130 1.03 103.5 1.76 130.5 1.03 104 1.75 131 0.988 104.5 1.75 131.5 0.988 105 1.72 132 0.980 105.5 1.72 132.5 0.980 106 1.96 133 0.956 106.5 1.96 133.5 0.956 Tabla 5.6 Voltajes de salida del filtro pasa bajas en función de la frecuencia.

106

Calculado el porcentaje de error del filtro pasa bajas:

100*%TEORICO

REALTEORICOERROR VALOR

VALORVALOR −= …..(5.9)

%2%08.2100*02.0100*120

5.117120100*% ≈==

−=

−=

HzHzHz

VALORVALORVALOR

TEORICO

REALTEORICOERROR …..(5.15)

Se concluye que la eficiencia del filtro pasa bajas es de 98%, esta dentro del rango de tolerancia ya que no sobre pasa el 10% de margen de error, en la gráfica de la figura 5.43 se muestran las señales que intervienen en la caracterización de esta etapa, voltaje de entrada, voltaje de salida y señal de reloj para el funcionamiento del filtro pasa bajas.

Figura 5.43. Señales involucradas en el filtro pasa bajas canal 1 señal de entrada, canal 2 señal de salida y canal 3 señal de reloj del fijtro digital.

El voltaje a la frecuencia de corte se ilustra en la figura 5.45 y el voltaje de entrada en la

gráfica 5.44.

107

Figura 5.44. Voltaje de entrada al filtro pasa bajas (canal 1).

Figura 5.45. Voltaje a la frecuencia de corte del filtro pasa bajas (canal 2). Para la elaboración de la gráfica correspondiente de igual manera que para los dos filtros

anteriores se calculó el nivel de voltaje (en dB) para los valores de voltaje, cada uno en relación con el valor de frecuencia correspondiente (ver gráfica de figura 5.46).

108

FILTRO PASA BAJAS

-7

-6

-5

-4

-3

-2

-1

0

1

80.00 90.00 100.00 110.00 120.00 130.00 140.00

BARRIDO DE FRECUENCIA EN (Hz)

NIV

EL D

E V

OLT

AJE

EN

(dB

)

Figura 5.46. Gráfica de la frecuencia de corte del filtro pasa bajas.

VALORES DE NIVEL DE VOLTAJE EN (dB) PARA EL FILTRO NOTCH.

1 -0.13127539 28 -0.53744293 55 -1.51441428 82 -3.60912129 2 -0.15747849 29 -0.53744293 56 -1.51441428 83 -3.74173287 3 -0.15747849 30 -0.53744293 57 -1.61843815 84 -3.74173287 4 -0.15747849 31 -0.58376778 58 -1.61843815 85 -4.01318901 5 -0.21990769 32 -0.58376778 59 -1.72372295 86 -4.01318901 6 -0.21990769 33 -0.63034103 60 -1.72372295 87 -4.15216621 7 -0.21990769 34 -0.63034103 61 -1.83026662 88 -4.15216621 8 -0.21990769 35 -0.67716535 62 -1.83026662 89 -4.2934033 9 -0.21990769 36 -0.67716535 63 -1.99265743 90 -4.2934033

10 -0.21990769 37 -0.72424345 64 -1.99265743 91 -4.58295977 11 -.026456631 38 -0.72424345 65 -2.10260687 92 -4.58295977 12 -.026456631 39 -0.81917215 66 -2.10260687 93 -4.73144013 13 -.026456631 40 -0.81917215 67 -2.38372815 94 -4.73144013 14 -.026456631 41 -0.81917215 68 -2.38372815 95 -5.03623946 15 -0.30945373 42 -0.81917215 69 -2.49877473 96 -5.03623946 16 -0.30945373 43 -0.91514981 70 -2.49877473 97 -5.27206995 17 -0.35457534 44 -0.91514981 71 -2.61536561 98 -5.27206995 18 -0.35457534 45 -1.01219987 72 -2.61536561 99 -5.51448261 19 -0.35457534 46 -1.01219987 73 -2.7335428 100 -5.51448261 20 -0.35457534 47 -1.11034656 74 -2.7335428 101 -5.76385542 21 -0.35457534 48 -1.11034656 75 -2.97483303 102 -5.76385542 22 -0.35457534 49 -1.15983894 76 -3.03621766 103 -6.12546102 23 -0.44552789 50 -1.15983894 77 -3.22301819 104 -6.12546102 24 -0.44552789 51 -1.31003198 78 -3.22301819 105 -6.1960784 25 -0.44552789 52 -1.31003198 79 -3.41392454 106 -6.1960784 26 -0.53744293 53 -1.46286582 80 -3.41392454 107 -6.41144207 27 -0.53744293 54 -1.46286582 81 -3.60912129 108 -6.41144207

Tabla 5.7. Niveles de voltaje.

109

5.12 GENERADORES DE SEÑALES DE RELOJ DE FILTROS DIGITALES.

Para el ajuste de los generadores de señal de reloj, se hizo cálculo de acuerdo con lo indicado por el manual de usuario del MAX7410, de 6KHz para el filtro notch y 12KHz para el filtro pasa bajas, así mismo se realizó la programación y el grabado de los mismos, ambos relojes presentaron un corrimiento en la frecuencia de corte, este inconveniente se resolvió con ayuda del generador de funciones, se aplicó una señal de voltaje para cada uno de los filtros y se buscó la frecuencia de la señal de reloj, haciendo un barrido con el generador, de este modo se ajustó la frecuencia de corte, una vez que se obtuvieron las respectivas incógnitas, se procedió a caracterizar por separado los microcontroladores.

Reloj para el filtro notch.- Se elaboró un programa, generando el pulso cuadrado por poleo y

el programa se anexa en el apendice A.

El siguiente paso fue probarlo directamente en placa del circuito prototipo, y la tablilla de prueba, reduciendo así cualquier posibilidad de un mal armado y alambrado del electrocardiógrafo.

Se optó por modificar el código del programa de microcontrolador ya que es una forma en

donde no tiene consecuencias de incrementar el consumo, ni el número de elementos para corregir el corrimiento de la frecuencia, el circuito se ilustra en la figura 5.47.

Figura 5.47. Prueba del reloj del filtro notch.

En la figura 5.48 se muestra la lectura registrada de la señal de reloj.

110

Figura 5.48. Señal de reloj de 7KHz. Reloj para el filtro pasa bajas.- Se elaboró un programa, generando el pulso cuadrado por

poleo y el programa es el siguiente:

El circuito se presenta en la figura 5.49.

Figura 5.49. Prueba del reloj del filtro pasa bajas.

111

Se muestra la gráfica 5.50 la lectura medida.

Figura 5.50. Señal de reloj de 11.88 KHz.

Se representa los dos microcontroladores funcionando, (ver figura 5.51).

Figura 5.51 Funcionamiento simultáneo de los dos generadores de señal de reloj.

112

5.13 AMPLIFICACIÓN FINAL.

Se aplicó un voltaje de 100VPP con 120Hz, en la entrada positiva del amplificador operacional, la señal prueba fue proporcionada por el generador de funciones, se colocó una punta de prueba del osciloscopio en la entrada de la señal sin amplificación, y una en la salida del dispositivo para registrar el valor del voltaje amplificado, que como ya se ha mencionado anteriormente es realizado con una ganacia de 50 (G = 50), ver figura 5.52.

Figura 5.52. Caracterización de la última etapa de amplificación.

En la gráfica 5.53 se presenta el voltaje que va hacer amplificado.

Figura 5.53. Voltaje de entrada registrado en el canal 3.

113

En la gráfica 5.54 se ilustra el voltaje de salida, es decir el voltaje ya amplificado.

Figura 5.54. Voltaje amplificado 50 veces (canal 4).

114

5.14 FUENTE AISLADA.

Para la medición del voltaje aislado, se necesitó un cable USB, de tipo “A” a tipo “B”, macho en ambos extremos, para el suministro del voltaje de entrada, como ya se dijo anteriormente la fuente de asilamiento DCP010512BP, funciona con 5V, en su entrada, y en la etapa de salida se obtiene un voltaje aislado de 12V, no regulados y se introduce este voltaje a un regulador de bajo consumo y se fija el voltaje a 5V, para la alimentación del la tablilla del ECG (circuito prototipo), ver la figura 5.55.

Figura 5.55. Fuente de aislamiento usada para la seguridad del paciente. La gráfica correspondiente se muestra en la figura 5.56, en donde se mide el voltaje de entrada al integrado de la fuente, y la salida se toma en la tira bornera de 2 terminales con el voltaje ya regulado a 5V, canal 1 es el voltaje de entrada y canal 2 es el voltaje de salida.

Figura 5.56. Voltaje en entrada (no aislado CH1), contra el voltaje de salida (aislado y regulado

CH2).

115

5.15 SEÑALES DE CONTROL.

Ésta es la última etapa, que se debe caracterizar individualmente, el procedimiento fue el siguiente:

Se aplicó una señal cuadrada de 5VPP, con 100Hz, en C0, debido a que en la placa del circuito

de aislamiento contiene, tanto los H11L1 como la fuente de aislamiento, y el circuito regulador de voltaje a 5V, la alimentación del los optoacopladores debe ser tomada de la salida de dicho regulador, de este modo se aplicó un voltaje directo al regulador de 9V, (la fuente de aislamiento no se conecto durante la prueba), se midió, la respuesta en C0, y la salida del la señal aislada después del H11L1, en C0’, el circuito caracterizado, se muestra en la figura 5.57.

Figura 5.57. Circuito de las señales de control.

Se presentan a continuación las mediciones realizadas y obtenidas de acuerdo a la caracterización:

Figura 5.58 se muestra el voltaje de entrada al regulador de 5V, como fue la primera medida hecha en el circuito, se designó en el canal 1 (CH1).

Figura 5.59 se ilustra el voltaje en la salida del regulador de 5V, en el canal 2 (CH2). Figura 5.60 se registró el pulso cuadrado, señal introducida al H11L1 este se le asigno el canal 3 (CH3).

Figura 5.61 se representa la señal de salida del opto acoplador, esta medida fue tomada en el canal 4 (CH4)

Un detalle curioso observado durante el transcurso de la prueba, fue que a medida en que se incrementaba la frecuencia en la señal de entrada al H11L1, se incrementaba el consumo, y viceversa en el momento en que se tiene una frecuencias baja, en consumo disminuyó considerablemente, pero debido a que este bloque no esta sometido a frecuencias altas, si no en el momento que se deseé registrar un grupo de tres derivaciones diferentes, entonces se tendrá un consumo mínimo a la hora del cambio de los canales.

116

Figura 5.58. Voltaje de entrada (canal 1), salida del regulador (CH2), señal aplicada al optoacoplador(CH3) y salida del mismo (CH4).

Figura 5.59. Voltaje de salida del regulador (canal 2), voltaje de entrada (canal 1), señal aplicada al optoacoplador(CH3) y salida del mismo (CH4).

117

Figura 5.60. Pulso cuadrado de entrada no aislado (canal 3), voltaje de entrada (canal 1), salida del

regulador (CH2) y salida del pulso cuadrado (CH4).

Figura 5.61. Pulso de salida aislado (canal 4), voltaje de entrada (canal 1), salida del regulador (CH2) y pulso cuadrado de entrada no aislado (canal 3).

118

5.16 CORRIENTE DE CONSUMO TOTAL.

Se utilizó el simulador de arritmias, para proporcionar los voltajes de las extremidades de una persona ambos brazos y piernas, se utilizó también el osciloscopio de cuatro canales para hacer el registro de las señales de salida del electrocardiógrafo, la fuente de alimentación y por último el multímetro en modo de medición de corriente directa, la distribución de los canales fue:

• CH1 Derivación I • CH2 AVR. • CH3 AVF. • CH4 AVL.

Para la medición de la corriente total el multímetro fue conectado en serie entre la fuente de

alimentación y la tablilla del circuito prototipo y la corriente total del circuito regsitrada fue de 25.44mA (ver figura 5.62).

Figura 5.62. Medición de la corriente total del circuito del electrocardiógrafo de doce derivaciones,

bajo consumo y comunicado por USB como se observa es de 25.44mA.

119

5.17 GANANCIA TOTAL.

Se hizó uso de un divisor de voltaje, se introdujo una señal senoidal de 40mVPP. Con 100Hz, y un arreglo resistivo de 100KΩ con un trimpot de 50KΩ, de tal forma que la caída de voltaje en el trimpot fue de 4mVPP, de este modo al haber aplicado este voltaje a la entrada de los amplificadores de instrumentación para cada canal, a la salida se obtuvo una salida de 4VPP con la misma frecuencia, esto es ilustra en la figura 5.63.

Figura 5.63. Calibración de la ganancia total del circuito prototipo.

Las formas de onda se presentan de la siguiente manera, debido a la cantidad de resolución con la que cuenta el osciloscopio que es de 1mV por división, más la punta de prueba tiene una atenuación de 10, entonces por tanto la resolución final es de 10mV, es imposible ver la señal de salida del arreglo resistivo, por tal motivo se presenta en la figura 5.64 la forma de onda aplicada al arreglo (40mVPP), en el canal 2 y en la figura siguiente (5.65) la gráfica muestra la salida total amplificada con un voltaje de 4VPP con 100Hz (canal 3).

120

Figura 5.64. Voltaje de entrada al arreglo resistivo (canal 2).

Figura 5.65. Voltaje de salida amplificado (canal 3).

121

5.18 FACTOR DE RECHAZO A MODO COMÚN (CMRR).

Para la obtención del CMRR se dividió en dos partes, primero se obtuvo la ganancia en forma diferencial, y en forma común, y segundo se hizo el cálculo correspondiente, esta caracterización se realizó desde el amplificador de instrumentación hasta la etapa de amplificación final.

Se volvió a utilizar una señal de 40mVPP con 100Hz, para introducir en el arreglo y a la salida arrojó un 4mVPP con la misma frecuencia, este voltaje se aplicó en la entrada positiva del AD620 y la entrada negativa al común de nuestro circuito (2.5V), para buscar la ganancia en forma diferencial, del mismo modo, una vez realizadas las lecturas de voltaje de entrada y salida, se procedió a realizar las conexiones necesarias para obtener la ganancia en forma común, la terminal negativa del amplificador de instrumentación se cambio de 2.5V (tierra de referencia) al voltaje de entrada 4mVPP, y se midió el voltaje de salida, sin embargo para fines prácticos, para la ganancia en forma común el voltaje que se aplicó en ambas terminales del AD620, debe ser igual al voltaje de alimentación, dado el caso es 5V, de este modo este último valor de voltaje fue con el que se hicieron las mediciones de la ganancia en forma común (ver figura 5.66).

Figura 5.66. Mediciones de las ganancias en forma diferencial y común para el cálculo del CMRR.

122

En la gráfica 5.67 se ilustra el voltaje de salida en modo común, el voltaje de salida en modo diferencial no es apropiado exponerlo ya que el punto anterior se mostró una gráfica idéntica.

Figura 5.67. Voltaje de entrada (canal 1 igual a 5V), y voltaje de salida en modo común (canal 2).

Para la ganancia en forma diferencial:

PPINT mVV 4= …..(5.16) PPOUT VV 7.4= …..(5.17)

11754

7.4===

PP

PP

NT

OUTMD mV

VVIV

G …..(5.18)

Para la ganancia en forma común:

PPINT VV 5= …..(5.19)

123

PPOUT mVV 87= …..(5.20)

0174.05

87===

PP

PP

NT

OUTMC V

mVVIV

G …..(5.21)

Se calcula el nivel de voltaje con las ganancias obtenidas mediante la relación de las ganacias:

⎟⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛−=

MC

MDdB G

GLOGNV 20 …..(5.22)

( ) dBLOGLOGGG

LOGNVMC

MDdB 589.96829.4*20735.6752820

0174.011752020 −=−=−=⎟⎟

⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛−=⎟⎟

⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛−= …..(5.22)

5.19 DISEÑO EN FORMATO PCB DEL CIRCUITO PROTOTIPO.

El diseño del electrocardiógrafo de doce derivaciones, bajo consumo y comunicado por USB en formato PCB, fue diseñado y elaborado en el software PROTEL 2.0, dicho circuito se presenta en el apéndice B.

5.20 ESPECIFICACIONES ELÉCTRICAS DEL CIRUCITO PROTOTIPO.

En la tabla siguiente se presentan las especificaciones, más significativas.

PARÁMETROS. MEDIDA OBTENIDA. Voltaje de alimentación. 5V. Corriente de consumo. 25mA. Ganancia total. 1000 Ancho de banda. 0.05Hz-120Hz Rango dinámico de entrada. 4mV ±5% CMRR. 97dB.

Tabla 5.8 Especificaciones del circuito prototipo.

124

5.21 COMUNICACIÓN USB.

Una vez realizado, el protocolo de calibración y pruebas, al electrocardiógrafo de doce derivaciones, bajo consumo y comunicado por USB, el paso siguiente es hacer la comunicación USB, la cual se realizó en dos partes diferentes, a continuación se describe el procedimiento seguido:

Primera parte: Se conecto el circuito de ECG alimentado con 5V, junto con el simulador de

arritmias, y se utilizaron 3 canales del osciloscopio, donde se observó aVR, aVL y aVF, como lo muestra la figura 5.68.

Figura 5.68. Funcionamiento del circuito prototipo (electrocardiógrafo).

Después se procedió a conectar las salidas de los canales del electrocardiógrafo, al sistema (interfase USB) de adquisición (USB-1208FS), y hacer el registro de datos mediante una P.C. portátil, la programación de la intersafe se realizó en el lenguaje de programación DELPHI 7.0, para el sistema operativo Windows XP, solo que en este caso se registro un solo canal, el cual fue CH0, el cual toma la lectura de aVR, el programa donde se hizó el registro de los datos, es una versión de otro proyecto, sin embargo, se utilizó que ya se tenía disponible en el departamento de instrumentación electromecánica, así mismo tiene invertido el primer canal de registro, por ese motivo se invierte la señal de aVR.

Actualmente se esta trabajando en el programa para el electrocardiógrafo, los criterios que se optaron para la decisión de programar en este lenguaje y no en algún otro diferente fueron; que DELPHI, da la facilidad de poder programar archivos ejecutables lo cual lo hace conviente, de tal forma que no se necesita tener el programa instalado, ya que el ejecutable es totalmente portátil, el registro del único canal se muestra en la figura 5.69.

125

Figura 5.69. Registro de la señal de Electrocardiograma del simulador de arritmias en una PC portátil.

Segunda parte: En esta etapa se prueba el sistema con condiciones reales, es decir, en

pacientes reales, de igual manera se utilizó una PC portátil para el registro de datos, en la figura 5.70 se muestra la conexión del paciente al fondo se observa el sistema de adquisión y el cable del SAD, es conectado a la PC, el osciloscopio, solo muestra un solo canal.

Figura 5.70. Conexión del electrocardiógrafo a un paciente.

126

Se volvió a utilizar el mismo programa que en la primera parte, solo el registro de los datos, en esta ocasión, todos los canales (tres) fueron tomados, (ver figura 5.71).

Figura 5.71. Registro de la señal de electrocardiograma de un paciente.

127

CAPÍTULO VI.

APORTACIONES Y CONCLUSIONES.

128

6.1 APORTACIONES Y CONCLUSIONES.

• Bajo consumo. • Menor número de elementos. • Dimensiones físicas. • Comunicación USB 2.0. • Aislamiento eléctrico.

Los avances de la tecnología son cada vez mayores en el área de la biomedicina, lo que

requiere tener instrumentos de medición cada vez más precisos, en cuanto a características de funcionamiento, toma y registro del lecturas, fácil manejo en la operación, capaz de ser portátil, esto no sólo incrementa su eficiencia si no también su funcionalidad para el paciente como el operador del equipo.

El electrocardiógrafo de doce derivaciones, bajo consumo alimentado y comunicado por

USB, es un sistema que cumple con necesidades antes mencionadas ya que cuenta con: • Tres canales simultáneos. • Ancho de banda para sistemas de electrocardiografía de diagnóstico. • Alta velocidad de transferencia de datos. • Bajo consumo. • Alimentación de 5V. • Menos número de elementos. • Seguridad eléctrica hacia el paciente. Para el almacenamiento de los datos que se deseén registrar en este caso señales de ECG,

este sistema permite hacerlo en el menor tiempo posible y con pérdida de datos mínima, para su posterior análisis, esto representa un ahorro de tiempo; ya que se pueden atender de manera real a un número de pacientes mayor que, si se hiciera la adquisición con otro protocolo de comunicación.

El tamaño de los equipos de electrocardiografía en la actualidad; siguen siendo considerablemente grandes, a consecuencia del número de dispositivos activos y pasivos con que están constituidos, en el proyecto aquí presentado se tomó en cuenta esto y en el diseño se redujo el numero de elementos en algunas de las etapas que conforma al circuito de ECG.

Finalmente para hacer más práctico su funcionamiento también se considero la parte de las

dimensiones físicas, una vez que obtenido el prototipo se procedió a un nuevo diseño, el cual se hizo con elementos pasivos y activos de encapsulado para montaje superficial, dando como resultado la reducción del tamaño total del sistema.

Así adquiere innovaciones óptimas para su funcionamiento reduciendo espacio, consumo e incrementado la velocidad de comunicación, ofreciendo un mejor uso y manejo más eficiente para el usuario u operador en el diagnóstico clínico.

129

REFERENCIAS BIBLIOGRÁFICAS.

130

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Latinoamericano. Cardiol. Hemat. (México). Tomo 5, pp 151-182. 1935. [3] Sodi, Pallares, D. “New Bases of Electrocardiography”. The C. B. Mosby Co. (St. Louis).

1956. [4] Cabrera, E; Gaxiola, A. “Teoría y Práctica de la Electrocardiografía”, 2DA, Edición. C.

Prensa Médica Mexicana. 1966. [5] Sodi, Pallares; Medrano; Visten; Ponce, de León. “Electrofisiología y Activación Normal

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131

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132

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[47] http://www.maxim-ic.com/appnotes.cfm/appnote_number/431

APÉNDICES.

i

A

PROGRAMAS UTILIZADOS PARA LOS

MICROCONTROLADORES.

ii

Diagrama de flujo y programa fuente del conteo del PIC18LF2550.

INICIO.

CONFIGURACIÓN DEL PUERTO B COMO SALIDA.

SE INICIA EL CONTEO EN 00H.

SE INCREMENTA EN UNA UNIDAD EL CONTEO.

SE HACE UN RETARDO DE TIEMPO PARA APRECIAR EL CONTEO.

EL RESULTADO DEL CONTEO SE MANDA AL PUERTO B.

iii

;****************************************************************************************************************** ; PRUEBA 1 ; PROGRAMA QUE HACE UN CONTEO POR EL PUERTO B UTILIZANDO EL MICROCONTROLADOR PIC18LF2550 ;****************************************************************************************************************** LIST P=PIC18F2550 #INCLUDE <P18F2550.INC> CONT1 EQU 21H ; RESERVAMOS ESPACIO EN MEMORIA PARA LAS VARIABLE GLOBALES. CONT2 EQU 22H CONT3 EQU 23H GOTO PRINCIPAL ; SALTA A LA ETIQUETA ESPECIFICADA. ORG 0x04 ; ORIGEN 0x04 DEBIDO A QUE EN 0x03 ESTÁN LAS INTERRUPCIONES. ;****************************************************************************************************************** ; CONFIGURACIÓN DE LOS RECURSOS DEL PIC A UTILIZAR ;****************************************************************************************************************** INICIALIZA_PIC CLRF PORTB ; SE LIMPIA EL PUERTO B CLRF LATB ; SE LIMPIA LOS LATCH'S DEL PUERTO B MOVLW 0EH ; SE CONFIGURA EL CONVERTIDOR ANALÓGICO DIGITAL PARA QUE TODOS EL MOVWF ADCON1 ; LOS BITS DEL PUERTO B SEAN SALIDAS O ENTRADAS DIGITALES MOVLW B'00000000' ; SE CONFIGURA EL PUERTO B COMO SALIDA PARA EL CONTEO MOVWF TRISB RETURN ; REGRESAMOS EL CONTROL A LA SUBRUTINA PRINCIPAL ;****************************************************************************************************************** ; SUBRUTINA DE RETARDO PARA HACER TIEMPO Y APRECIAR EL CONTEO DEL PUERTO B ;****************************************************************************************************************** TIEMPO MOVLW 6H ; MOVEMOS 01H A LA VARIABLE CONT1 MOVWF CONT1 OTRO_2 MOVLW 0FFH ; MOVEMOS 05H A LA VARIABLE CONT2 MOVWF CONT2 OTRO_1 MOVLW 0FFH ; MOVEMOS 01H A LA VARIABLE CONT3 MOVWF CONT3 OTRO_0 DECFSZ CONT3,F ; DECREMENTAMOS CONT3 Y SALTAMOS 1 INSTRUCCIÓN SI CONT3=0 GOTO OTRO_0 ; CUANDO C0NT3=0 SALTA A LA ETIQUETA ESPECIFICADA DECFSZ CONT2,F ; DECREMENTAMOS CONT2 Y SALTAMOS 1 INSTRUCCIÓN SI CONT2=0 GOTO OTRO_1 ; CUANDO C0NT2=0 SALTA A LA ETIQUETA ESPECIFICADA DECFSZ CONT1,F ; DECREMENTAMOS CONT1 Y SALTAMOS 1 INSTRUCCIÓN SI CONT1=0 GOTO OTRO_2 ; CUANDO C0NT1=0 SALTA A LA ETIQUETA ESPECIFICADA RETURN ; REGRESAMOS EL CONTROL A LA SUBRUTINA PRINCIPAL ;****************************************************************************************************************** ; SUBRUTINA PRINCIPAL ;****************************************************************************************************************** PRINCIPAL CALL INICIALIZA_PIC ; CONFIGURAMOS LA FORMA EN QUE VA A TRABAJAR EL PIC INCRE_CON INCF PORTB,F ; INICIAMOS EL CONTEO POR EL PUERTO CORRESPONDIENTE CALL TIEMPO ; ESPERAMOS UN TIEMPO DETERMINADO GOTO INCRE_CON ;ISALTA A LA ETIQUETA ESPECIFICADA END ; FIN DEL PROGRAMA

iv

Diagrama de flujo y programa fuente del funcionamiento del PIC18LF2550 que controla el cambio de las derivaciones del ECG.

INICIO.

CONFIGURACIÓN DE LOS PUERTOS A Y B COMO SALIDA Y EL PUERTO C COMO ENTRADA DIGITAL.

SE MANDA LA SEÑAL DE CONTROL PARA LA CALIBRACIÓN DEL ECG POR EL PUERTO B.

SE CALIBRA DURANTE 1 SEGUNDO

SE HABILITAN LAS DERIVACIONES UNIPOLARES aVR, aVL Y aVF POR EL PUERTO B.

SE ESPERA QUE EL USUARIO HAGA EL CAMBIO DE LAS DERIVACIONES A REGISTRAR POR EL PUERTO C.

¿SE DESEAN REGISTRAR LAS DERIVACIONES UNIPOLARES?

SE HABILITAN LAS DERIVACIONES UNIPOLARES aVR, aVL Y aVF POR EL PUERTO B.

SE MANDA LA SEÑAL DE CONTROL PARA LA RESTAURACIÓN DE BASAL POR PUERTO B (1 SEG).

¿SE SIGUE HACIENDO EL REGISTRO LAS DERIVACIONES

UNIPOLARES?

SI.

SI.

NO.

NO.

A.

B

D

v

A.

¿SE DESEAN REGISTRAR LAS PRECORDIALES V1, V2 Y V3?

SI.

NO.

SE HABILITAN LAS DERIVACIONES PRECORDIALES V1, V2 Y V3 POR EL PUERTO B.

SE MANDA LA SEÑAL DE CONTROL PARA LA RESTAURACIÓN DE BASAL POR PUERTO B (1 SEG).

¿SE SIGUE HACIENDO EL REGISTRO LAS PRECORDIALES

V1, V2, Y V3?

SI.

NO.

B

¿SE DESEAN REGISTRAR LAS PRECORDIALES V4, V5 Y V6?

SI.

SE HABILITAN LAS DERIVACIONES PRECORDIALES V4, V5 Y V6 POR EL PUERTO B.

SE MANDA LA SEÑAL DE CONTROL PARA LA RESTAURACIÓN DE BASAL POR PUERTO B (1 SEG).

¿SE SIGUE HACIENDO EL REGISTRO LAS PRECORDIALES

V1, V2, Y V3?

NO.

BSI.

NO.

C.

vi

C.

¿SE DESEA CALIBRAR EL SISTEMA?

SI.

SE MANDA LA SEÑAL DE CONTROL PARA LA RESTAURACIÓN DE BASAL POR PUERTO B (1 SEG).

D

NO.

B

vii

;============================================================================================================ ; PROGRAMA QUE CONTROLA EL CAMBIO CADA UNA DE LAS DERIVACIONES aVR, aVF, aVL, V1, V2, V3, V4, V5, V6, Y CAL(-), ; CAL(+). DEL ELECTROCARDIÓGRAFO DE DOCE DERIVACIONES BAJO CONSUMO Y COMUNICADO POR VÍA U.S.B., EL CUAL LO ; HACE DE LA SIGUIENTE MANERA: EN EL MOMENTO QUE SE ENERGICE EL SISTEMA SE CALIBRA DE FORMA AUTOMÁTICA, ; INMEDIATAMENTE DESPUÉS SE LEEN LOS CÓDIGOS DE CONTROL PROVENIENTES DE LA P.C. Y PARA CADA UNO DE ÉSTOS SE ; MANDA A LOS CANALES CH0, CH1 Y CH2 SIMULTÁNEAMENTE EL DATO CORRESPONDIENTE A LA DERIVACIÓN PEDIDA POR EL ; USUARIO DEL EQUIPO, HACIENDO USO DEL MICROCONTROLADOR PIC18LF2550. ;============================================================================================================ LIST P=PIC18LF2550 ; SE DEFINE EL MICROCONTROLADOR A UTILIZAR #INCLUDE <P18F2550.INC> ; SE DEFINE LOS REGISTROS QUE A UTILIZAR ASOCIADOS AL MICROCONTROLADOR ;--------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------- ; SE DECLARAN LAS VARIABLES GLOBALES ;--------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------- CONT1 EQU 20H ; RESERVAMOS ESPACIO EN MEMORIA PARA LAS VARIABLES GLOBALES. CONT2 EQU 21H CONT3 EQU 22H CAMBIO EQU 23H ;--------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------- ; RESET DEL SISTEMA ;--------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------- ORG 0x00 ; ORIGEN DE LA DIRECCIÓN DE LA PROGRAMACIÓN GOTO PRINCIPAL ; SALTA A LA ETIQUETA ESPECIFICADA. ORG 0x04 ; ORIGEN 0x04 DE LA EJECUCIÓN DEL PROGRAMA ;--------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------- ; SUBRUTINA QUE CONFIGURA LOS RECURSOS DEL PIC A UTILIZAR ;--------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------- INICIALIZA_PIC CLRF PORTA ; SE LIMPIA EL PUERTO A CLRF LATA ; SE LIMPIA LOS LATCH'S DEL PUERTO A MOVLW 0FH ; SE CONFIGURA EL CONVERTIDOR ANALÓGICO DIGITAL ASÍ EL MOVWF ADCON1 ; PUERTO A SE COMPORTEN COMO ENTRADAS O SALIDAS DIGITALES MOVLW 07H ; SE DESACTIVA EN MODO DE COMPARACIÓN PARA EL PUERTO A MOVWF CMCON MOVLW B'00000000' ; SE CONFIGURAN LOS BITS DEL PUERTO A COMO SALIDAS DIGITALES MOVWF TRISA CLRF PORTB ; SE LIMPIA EL PUERTO B CLRF LATB ; SE LIMPIA LOS LATCH'S DEL PUERTO B MOVLW 0EH ; SE CONFIGURA EL CONVERTIDOR ANALÓGICO DIGITAL PARA EL MOVWF ADCON1 ; PUERTO B SEAN SALIDAS O ENTRADAS DIGITALES MOVLW B'00000000' ; SE CONFIGURA EL PUERTO B COMO SALIDA DIGITAL MOVWF TRISB CLRF PORTC ; SE LIMPIA EL PUERTO C CLRF LATC ; SE LIMPIA LOS LATCH'S DEL PUERTO C MOVLW B'11111111' ; SE CONFIGURAN LOS BITS DEL PUERTO C COMO ENTRADAS DIGITALES MOVWF TRISC RETURN ; REGRESAMOS EL CONTROL A LA SUBRUTINA PRINCIPAL ;--------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------- ; SUBRUTINA QUE GENERA UN RETARDO DE 1 SEGUNDO ;--------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------- SEGUNDO MOVLW 6H ; MOVEMOS 01H A LA VARIABLE CONT1 MOVWF CONT1 OTRO_2 MOVLW 0FFH ; MOVEMOS 05H A LA VARIABLE CONT2 MOVWF CONT2 OTRO_1 MOVLW 0FFH ; MOVEMOS 01H A LA VARIABLE CONT3 MOVWF CONT3 OTRO_0 DECFSZ CONT3,F ; DECREMENTAMOS CONT3 Y SALTAMOS 1 INSTRUCCIÓN SI CONT3=0 GOTO OTRO_0 ; CUANDO C0NT3=0 SALTA A LA ETIQUETA ESPECIFICADA DECFSZ CONT2,F ; DECREMENTAMOS CONT2 Y SALTAMOS 1 INSTRUCCIÓN SI CONT2=0 GOTO OTRO_1 ; CUANDO C0NT2=0 SALTA A LA ETIQUETA ESPECIFICADA DECFSZ CONT1,F ; DECREMENTAMOS CONT1 Y SALTAMOS 1 INSTRUCCIÓN SI CONT1=0 GOTO OTRO_2 ; CUANDO C0NT1=0 SALTA A LA ETIQUETA ESPECIFICADA RETURN ; REGRESAMOS EL CONTROL A LA SUBRUTINA PRINCIPAL ;--------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------- ; SUBRUTINA QUE HACE LA CALIBRACIÓN DE LOS CANALES (PULSO DE UN SEGUNDO DE DURACIÓN) ;--------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------- CALIBRACIÓN MOVLW B'00000011' ; CARGAMOS EL CÓDIGO DE LA CALIBRACIÓN MOVWF PORTB ; HACEMOS LA CALIBRACIÓN DEL ELECTROCARDIÓGRAFO CALL SEGUNDO ; DURANTE 1 SEGUNDO MOVLW B'00000000' ; INMEDIATAMENTE DESPUÉS TERMINA EL PROCESO DE CALIBRACIÓN MOVWF PORTB RETURN ; REGRESAMOS EL CONTROL A LA SUBRUTINA PRINCIPAL

viii

;--------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------- ; SUBRUTINA QUE HACE LA RESTAURACIÓN BASAL DE LOS CANALES (PULSO DE UN SEGUNDO DE DURACIÓN) ;--------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------------- RESTAURACIÓN BSF PORTA,0 ; SE HACE LA RESTAURACIÓN DE BASAL CALL SEGUNDO ; DURANTE UN SEGUNDO BCF PORTA,0 ; TERMINA LA RESTAURACIÓN DE BASAL RETURN ; REGRESAMOS EL CONTROL A LA SUBRUTINA PRINCIPAL ;************************************************************************************************************************** ; SUBRUTINA PRINCIPAL ;************************************************************************************************************************** PRINCIPAL CALL INICIALIZA_PIC ; CONFIGURAMOS LA FORMA EN QUE VA A TRABAJAR EL PIC CALL CALIBRACIÓN ; SE CALIBRA EL ELECTROCARDIÓGRAFO LEE_PTO CLRF CAMBIO ; SE LIMPIA EL REGISTRO DE LA COPIA DEL CÓDIGO DE CONTROL MOVLW 00H ; SE CARGA ÉL CÓDIGO DE LAS DERIVACIONES UNIPOLARES aVR, aVF Y aVL CPFSEQ PORTC ; SE PREGUNTA ¿ES ÉL CÓDIGO DE LAS DERIVACIONES UNIPOLARES? GOTO UNO ; NO, SALTA A VERIFICAR EL SIGUIENTE CÓDIGO DE CONTROL MOVFF PORTC,CAMBIO ; SI, SE HACE UNA COPIA DEL ÚLTIMO VALOR REGISTRADO DEL PUERTO C MOVWF PORTB ; SE HABILITAN LAS DERIVACIONES aVR, aVF Y aVL CALL RESTAURACION ; SE HACE LA RESTAURACIÓN DE BASAL MOVF CAMBIO,0 ; SE RESCATA EL VALOR DEL ÚLTIMO CÓDIGO DE CONTROL ESPERA CPFSEQ PORTC ; SE PREGUNTA ¿ÉL CÓDIGO DE CONTROL SIGUE SIENDO EL MISMO? GOTO LEE_PTO ; NO, SE REGRESA A ESPERA EL SIGUIENTE CÓDIGO DE CONTROL GOTO ESPERA ; SI, SE ESPERA A QUE ÉL CÓDIGO CONTROL SEA DIFERENTE UNO CLRF CAMBIO ; SE LIMPIA EL REGISTRO DONDE SE ARA LA COPIA DEL CÓDIGO DE CONTROL MOVLW 01H ; SE CARGA ÉL CÓDIGO DE CONTROL DE LAS PRECORDIALES V1, V2 Y V3 CPFSEQ PORTC ; SE PREGUNTA ¿ES ÉL CÓDIGO DE LAS TRES PRIMERAS PRECORDIALES? GOTO DOS ; NO, SALTA VERIFICAR EL SIGUIENTE CÓDIGO DE CONTROL MOVFF PORTC,CAMBIO ; SI, SE HACE UNA COPIA DEL ÚLTIMO VALOR REGISTRADO DEL PUERTO C MOVWF PORTB ; SE HABILITAN LAS TRES PRIMERAS PRECORDIALES V1, V2 Y V3 CALL RESTAURACIÓN ; SE HACE LA RESTAURACIÓN DE BASAL MOVF CAMBIO,0 ; SE RESCATA EL VALOR DEL ÚLTIMO CÓDIGO DE CONTROL ESPERA_1 CPFSEQ PORTC ; SE PREGUNTA ¿ÉL CÓDIGO DE CONTROL SIGUE SIENDO EL MISMO? GOTO LEE_PTO ; NO, SE REGRESA A ESPERA EL SIGUIENTE CÓDIGO DE CONTROL GOTO ESPERA_1 ; SI, SE ESPERA A QUE ÉL CÓDIGO CONTROL SEA DIFERENTE DOS CLRF CAMBIO ;SE LIMPIA EL REGISTRO DONDE SE HARÁ LA COPIA DEL CÓDIGO DE CONTROL MOVLW 02H ; SE CARGA EL CÓDIGO DE CONTROL DE LAS PRECORDIALES V4, V5 Y V6 CPFSEQ PORTC ; SE PREGUNTA ¿ES ÉL CÓDIGO DE LAS TRES SEGUNDAS PRECORDIALES? GOTO TRES ; NO, SALTA VERIFICAR EL SIGUIENTE CÓDIGO DE CONTROL MOVFF PORTC,CAMBIO ; SI, SE HACE UNA COPIA DEL ÚLTIMO VALOR REGISTRADO DEL PUERTO C MOVWF PORTB ; SE HABILITAN LAS TRES SEGUNDAS PRECORDIALES V4, V5 Y V6 CALL RESTAURACION ; SE HACE LA RESTAURACIÓN DE BASAL MOVF CAMBIO,0 ; SE RESCATA EL VALOR DEL ÚLTIMO CÓDIGO DE CONTROL ESPERA_2 CPFSEQ PORTC ; SE PREGUNTA ¿ÉL CÓDIGO DE CONTROL SIGUE SIENDO EL MISMO? GOTO LEE_PTO ; NO, SE REGRESA A ESPERA EL SIGUIENTE CÓDIGO DE CONTROL GOTO ESPERA_2 ; SI, SE ESPERA A QUE EL CÓDIGO CONTROL SEA DIFERENTE TRES CLRF CAMBIO ;SE LIMPIA EL REGISTRO DONDE SE HARÁ LA COPIA DEL CÓDIGO DE CONTROL MOVLW 03H ; SE CARGA EL CÓDIGO DE CONTROL EL PULSO DE CALIBRACIÓN CPFSEQ PORTC ; SE PREGUNTA ¿ES ÉL CÓDIGO DEL PULSO DE CALIBRACIÓN? GOTO LEE_PTO ; NO, SE REGRESA A ESPERA EL SIGUIENTE CÓDIGO DE CONTROL MOVFF PORTC,CAMBIO ; SI, SE HACE UNA COPIA DEL ÚLTIMO VALOR REGISTRADO DEL PUERTO C CALL RESTAURACIÓN ; SE HACE LA RESTAURACIÓN DE BASAL CALL CALIBRACIÓN ; SE CALIBRA EL ELECTROCARDIÓGRAFO MOVF CAMBIO,0 ; SE RESCATA EL VALOR DEL ÚLTIMO CÓDIGO DE CONTROL ESPERA_3 CPFSEQ PORTC ; SE PREGUNTA ¿ÉL CÓDIGO DE CONTROL SIGUE SIENDO EL MISMO? GOTO LEE_PTO ; NO, SE REGRESA A ESPERA EL SIGUIENTE CÓDIGO DE CONTROL GOTO ESPERA_3 ; SI, SE ESPERA A QUE EL CÓDIGO CONTROL SEA DIFERENTE END ; FIN DEL PROGRAMA

ix

Digrama de flujo y programas fuente de generador de la señal de reloj de fitro notch y el filtro pasa bajas, el programa es esencialmente el mismo, salvo que el programada del filtro pasa bajas es del doble de la frecuencia del filtro notch, es el único cambio que se realizó entre un programa y otro.

INICIO.

CONFIGURACIÓN DEL PUERTO DE PROPÓSITO GENERAL COMO SALIDA

SE MANDA UN NIVEL LÓGICO “1” POR GP0.

SE MANDA UN NIVEL LÓGICO “0” POR GP0.

SE HACE UN RETARDO DE TIEMPO SEGÚN SEA EL CASO PARTICULAR DE

CADA FILTRO.

SE HACE UN RETARDO DE TIEMPO SEGÚN SEA EL CASO PARTICULAR DE

CADA FILTRO.

x

// PROGRAMA QUE GENERA UNA FRECUENCIA DE RELOJ DE 7KHz LA CUAL SERA APLICADA EN LA ENTRADA // DE RELOJ DEL MAX7410 EL CUAL ES UN FILTRO PASA BAJAS BUTTERWORTH DE 5º ORDEN Y MEDIANTE LA // SEÑAL DE RELOJ DE 12KHz CORTARA A UNA FRECUENCIA DE 120Hz PARA EL ECG Y SE CALCULA DE LA // SIGUIENTE MANERA: // Fc = FRECUENCIA DE CORTE DEL FILTRO PASA BAJAS DEL ECG = 120Hz // Fclk = FRECUENCIA DE RELOJ PARA EL INTEGRADO MAX7410 // Fc = Fclk/100... ...Fclk = Fc*100... ...Fclk =120Hz*100... ...Fclk =12000Hz... ...Fclk = 12KHz #include <12f675.H> // SE INDICA EL MICROCONTROLADOR QUE SE VA A USAR #fuses intrc_io,nomclr,nowdt,noprotect // SE CONFIGURAN LOS BITS DEL MICROCONTROLADOR #use delay(clock=4000000) // SE CONFIGURA LA FRECUENCIA DE OSCILACION INTERNA #define RELOJ PIN_A0 // SE ASIGNA EL NOMBRE DE LA SEÑAL AL BIT DEL PUERTO A USAR // DE PROPOSITO GENERAL ES EL QUE SE VA A UTILIZAR void main() // SE DEFINE LA FUNCION PRINCIPAL // INICIA LA EJECUCION DEL PROGRAMA setup_comparator(NC_NC); // SE DESHABILITA EL MODO DE COMPARACIÓN setup_adc_ports(NO_ANALOGS); // SE CONFIGURAN LAS TERMINALES COMO I/O ENTRADAS DIGITALES do // SE GENERA LA SEÑAL DE 12KHz output_high(RELOJ); // NIVEL ALTO DE LA SEÑAL delay_us(82); // RETARDO DE 82 MICROSEGUNDOS output_low(RELOJ); // NIVEL BAJO DE LA SEÑAL delay_us(82); // RETARDO DE 82 MICROSEGUNDOS while(true); // SE REPITE LA SEÑAL ETERNAMENTE // TERMINA LA EJECUCION DEL PROGRAMA // PROGRAMA QUE GENERA UNA FRECUENCIA DE RELOJ DE 11KHz LA CUAL SERA APLICADA EN LA ENTRADA // DE RELOJ DEL MAX7410 EL CUAL ES UN FILTRO PASA BAJAS BUTTERWORTH DE 5º ORDEN Y MEDIANTE LA // SEÑAL DE RELOJ DE 12KHz CORTARA A UNA FRECUENCIA DE 120Hz PARA EL ECG Y SE CALCULA DE LA // SIGUIENTE MANERA: // Fc = FRECUENCIA DE CORTE DEL FILTRO PASA BAJAS DEL ECG = 120Hz // Fclk = FRECUENCIA DE RELOJ PARA EL INTEGRADO MAX7410 // Fc = Fclk/100... ...Fclk = Fc*100... ...Fclk =120Hz*100... ...Fclk =12000Hz... ...Fclk = 12KHz #include <12f675.H> // SE INDICA EL MICROCONTROLADOR QUE SE VA A USAR #fuses intrc_io,nomclr,nowdt,noprotect // SE CONFIGURAN LOS BITS DEL MICROCONTROLADOR #use delay(clock=4000000) // SE CONFIGURA LA FRECUENCIA DE OSCILACION INTERNA #define RELOJ PIN_A0 // SE ASIGNA EL NOMBRE DE LA SEÑAL AL BIT DEL PUERTO A USAR // DE PROPOSITO GENERAL ES EL QUE SE VA A UTILIZAR void main() // SE DEFINE LA FUNCION PRINCIPAL // INICIA LA EJECUCION DEL PROGRAMA setup_comparator(NC_NC); // SE DESHABILITA EL MODO DE COMPARACION setup_adc_ports(NO_ANALOGS); // SE CONFIGURAN LAS TERMINALES COMO I/O ENTRADAS DIGITALES do // SE GENERA LA SEÑAL DE 12KHz output_high(RELOJ); // NIVEL ALTO DE LA SEÑAL delay_us(38); // RETARDO DE 38 MICROSEGUNDOS output_low(RELOJ); // NIVEL BAJO DE LA SEÑAL delay_us(38); // RETARDO DE 38 MICROSEGUNDOS while(true); // SE REPITE LA SEÑAL ETERNAMENTE // TERMINA LA EJECUCION DEL PROGRAMA

xi

B

DISEÑO EN FORMATO PCB DEL CIRCUITO DEL

ELECTROCARDIÓGRAFO

xii

191 1446

217

1409

2632

399

1963

236 230 Figura A. Dimensiones de la placa del circuito impreso del electrocardiógrafo las acotaciones están

medidas en milésimas de pulgada.

xiii

Figura B. Pads (área de soldado de los integrados) y holes (perforaciones), totales correspondientes

a todos los elementos utilizados en el circuito.

Figura C. Disposición y distribución de los elementos.

xiv

Figura D. Trazado de pistas en la cara superior (top layer).

Figura E. Trazado de pistas en la cara inferior (bottom layer).

xv

Figura F. Comparativo de circuito prototipo con el nuevo diseño en montaje superficial.

xvi

Figura G. Vista en 3D, del circuito en montaje superficial (Top Layer).

Figura H. Vista en 3D, del circuito en montaje superficial (Botton Layer).

xvii

Figura J.Vista 3D de los componentes.

Figura J. Vista silkscreen, del circuito.

xviii

C

DIAGRAMA ESQUEMÁTICO DEL ELECTROCARDIÓGRAFO

xix