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DISENO DE UN ELECTROCARDIOGRAFO PARA EL LABORATORIO DE BIOACUSTICA DE LA ESIME ZACATENCO

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(1)

INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL

ESCUELA SUPERIOR DE INGENIERÍA MECÁNICA Y ELÉCTRICA

UNIDAD PROFESIONAL

“ADOLFO LÓPEZ MATEOS”

DISEÑO DE UN ELECTROCARDIÓGRAFO PARA EL

LABORATORIO DE BIOACÚSTICA DE LA ESIME

ZACATENCO

T E S I S

QUE PARA OBTENER EL TÍTULO DE:

INGENIERO EN COMUNICACIONES Y ELECTRÓNICA

P R E S E N T A N

FRANCISCO JAVIER BARRERA HERNÁNDEZ

JAVIER CASTAÑÓN GARCÍA

ASESORES: M en C. FRANCISCO SÁNCHEZ JIMÉNEZ Ing. ILHUICAMINA TRINIDAD SERVÍN RIVAS

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(3)

A Dios:

Por prestarme la vida para llegar a este punto

tan importante de mi vida y por darme la

familia que tengo, con los cuales pude contar

durante este duro camino.

Gracias.

A mis Padres:

José Donato y María Caritina, que con su

ejemplo incomparable de amor y sabiduría,

hicieron posible la realización de una gran

ilusión, por enseñarme que todo lo que

comienzo lo debo de culminar por muy difícil

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

Mi amor y mi perdurable agradecimiento.

A Claudia, Paco y Santi:

Mi motivo para seguir dando lo mejor de mí,

son ustedes. Claudia mi esposa, por su gran

amor y paciencia, por sus desvelos y esmero en

hacerme el camino más fácil; Paco y Santi mis

hijos, algún día entenderán mi lucha por

ustedes.

(4)

A mis Hermanos:

Sus ánimos y su aliento, siempre me

mantuvieron motivado a concluir mi carrera.

Gracias José Roberto y José Guadalupe.

Los quiero mucho.

A mis Suegros y mi Cuñada:

Que con su compañía he disfrutado una parte

de mi vida, les agradezco su apoyo y su amor

brindado durante todos estos años.

Gracias por estar conmigo.

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

y al INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL:

Por ser parte esencial en mi formación

profesional y ser casa abierta a la

investigación.

A mis Asesores:

M. En c. Francisco Sánchez Jiménez

Ing. Ilhuicamina Trinidad Servín Rivas

Por su valiosa cooperación, ya que sin ellos esto

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Índice

Objetivo………...……….….6

Justificación……….…………7

Introducción……….….8

Capítulo 1.- Antecedentes del electrocardiógrafo………...10

1.1 Definición del electrocardiógrafo………..11

1.2 Historia del electrocardiógrafo………...12

1.3 Usos del electrocardiógrafo………14

1.4 Partes y funcionamiento del electrocardiógrafo………..15

1.5 Ondas e intervalos del electrocardiógrafo………...16

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

2.1 Anatomía del corazón……….21

2.2 Fisiología del corazón……….…23

2.3 Potencial de acción del corazón………...25

2.4 Derivaciones unipolares……….30

2.5 Derivaciones bipolares………...32

2.6 Triángulo de Einthoven………...33

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

3.1 Diagrama a bloques del sistema propuesto..………..36

3.2 Elección del tipo de electrodo………36

3.3 Amplificador de instrumentación………...38

3.4 Diseño del circuito manejador de pierna derecha o tórax……….40

3.5 Diseño del filtro pasa banda…..………43

3.6 Diseño del filtro rechaza banda…..………..47

3.7 Diseño de la etapa de amplificación……….48

3.8 Circuito completo……….49

3.9 Simulación de los filtros por PC………51

3.10 Costos del diseño del electrocardiógrafo………...………...54

Conclusiones……….56

Glosario………...58

Índice de figuras………60

Índice de tablas………..63

Bibliografía………..64

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Diseñar un electrocardiógrafo que cumpla con las normas de

seguridad existentes para el diseño de aparatos de instrumentación

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

visualización de señales cardiacas, utilizando elementos de bajo costo

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El diseño de este instrumento será donado al Laboratorio de

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

de la especialidad puedan construirlo y que sea utilizado como apoyo

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Introducción

La gran incidencia de enfermedades cardiovasculares en el hombre es, tal vez, uno de los mayores incentivos para el estudio de este sistema. Este sistema es, probablemente, el más avanzado de todos los sistemas fisiológicos en lo que respecta al proceso de cuantificación. Sus variables están claras y precisamente definidas. Se dispone de transductores adecuados para detectar y medir esas variables.

La rama de la medicina que se encarga del estudio de las enfermedades cardiovasculares, es la Cardiología. Esta especialidad basa sus estudios en la lectura de electrocardiogramas, que son la gráfica de potenciales eléctricos generados por el corazón, y encargados de coordinar el funcionamiento de éste, estableciendo si existe alguna anormalidad que origine alguna enfermedad, pudiendo nombrar algunas de estas, como un ventrículo o una aurícula dañada, un corazón más grande o más pequeño de lo normal.

En el mercado actual, existen electrocardiógrafos muy potentes y versátiles los cuales además de realizar el monitoreo de la señal electrocardiográfica, son capaces de realizar un diagnóstico pudiendo detectar los problemas más comunes encontrados en pacientes con enfermedades cardiacas. Él único problema como se puede adivinar es su alto costo.

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A continuación se muestra un pequeño resumen del contenido de los capítulos que se verán en este trabajo.

CAPÍTULO 1

En este capítulo se abordará al electrocardiógrafo desde su definición, historia y las partes de las cuáles consta este instrumento de medición.

CAPÍTULO 2

En este capítulo se abordarán todas las bases físicas y químicas con las cuáles funciona el corazón.

CAPÍTLUO 3

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1.1 Definición del electrocardiógrafo

[image:11.612.93.529.279.660.2]

El electrocardiógrafo es un instrumento que capta y registra el espectro eléctrico que emite el corazón, para captar dicho espectro se deben colocar electrodos en diferentes partes de la superficie del cuerpo, ya sea en las extremidades del paciente (electrodos de miembros) o en el Precordio (electrodos precordiales). El modo en que se disponen estos electrodos en la superficie corporal determina diferentes configuraciones eléctricas que se han dado en nombrar derivaciones electrocardiográficas (ver fig.1).

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Una vez que el electrocardiógrafo capta el espectro eléctrico del corazón, inscribe o registra en un papel cuadriculado (milimetrado) dicho espectro, registro o inscripción es lo que recibe propiamente el nombre de electrocardiograma.

El electrocardiógrafo de superficie o convencional capta el espectro eléctrico del corazón en dos planos: frontal y horizontal.

El plano frontal es aquel que corta al corazón en sentido longitudinal logrando dividir el órgano en una parte anterior y otra posterior; el plano horizontal es aquel que corta al corazón en sentido anteroposterior de tal forma que logra dividir el órgano en una parte superior y otra inferior.

1.2 Historia del electrocardiógrafo

Las corrientes eléctricas del corazón habían sido medidas por más de cien años, pero la función fundamental del electrocardiógrafo, tal y como lo conocemos hoy,

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

[image:12.612.169.437.489.681.2]

quien fue el creador a principios del siglo XX.

(13)

El electrocardiógrafo nació con la necesidad de conocer de forma más detallada el comportamiento del corazón y sus señales. A su vez se hizo necesario observar los resultados que se obtenían, con lo cual surgió el electrocardiograma.

A continuación en la tabla 1 se hace una reseña histórica de los acontecimientos que dieron origen al electrocardiógrafo.

Año Evento

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

(el anca de rana se utilizaba como sensor eléctrico y la contracción del musculo del anca era utilizada como signo visual de la actividad eléctrica).

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

cada contracción muscular. Detecto la presencia de un pequeño voltaje en el musculo relajado y noto que este disminuía con la contracción del musculo.

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

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

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

cada latido cardiaco, aplicando un galvanómetro a la base y el ápex (vértice) de un ventrículo expuesto. Ellos aplicaron también una preparación de musculo y nervio al ventrículo y observaron que aparecía una sacudida del musculo, justo antes de la contracción ventricular y también una sacudida mucho más pequeña, después de la sístole.

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

rana.

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

eléctrica cardiaca con un voltímetro capilar y muestran que se componen de dos fases (llamadas más adelante como QRS y T).

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

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

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

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

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

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

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

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

1901 Einthoven inventa un galvanómetro nuevo para producir electrocardiogramas que utilizan

un filamento fino de cuarzo revestido en la plata, basado en ideas de Deprez y D´Arsonval quien utilizo un rollo de alambre.

1902 Einthoven publica el primer electrocardiograma registrado con un galvanómetro de

filamento.

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

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

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

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

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

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

50% y crea las derivaciones de los miembros amplificadas: aVR, aVL, aVF. Cuando son añadidas a las derivaciones de Einthoven y las seis precordiales, se llega al ECG de 12 derivaciones.

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

registrar el electrocardiograma de quien lo portaba y transmitía la señal. Su sistema, el monitor Holter, fue posteriormente muy reducido en tamaño combinándose con la grabación digital en cinta y utilizado para el registro ambulatorio de electrocardiogramas.

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

[image:14.612.81.534.69.327.2]

electrocardiograma de 15 derivaciones, que utilizan rutinariamente las derivaciones V4R, V8 y V9 en el diagnóstico del síndrome coronario agudo. Así como hizo la adición de las 6 derivaciones precordiales en 1938, estas derivaciones adicionales incrementan la sensibilidad del electrocardiograma en la detección del infarto de miocardio.

Tabla 1 Historia del electrocardiograma y electrocardiógrafo.

1.3 Usos del electrocardiógrafo

El electrocardiógrafo tiene una amplia gama de usos, la primordial es saber si el corazón funciona normalmente o tiene alguna anomalía, como latidos irregulares o arritmias (ritmos anormales), existen otras tantas que a continuación se mencionan:

 Indicar bloqueos coronarios arteriales (durante o después de un ataque cardiaco).

 Se puede utilizar para detectar alteraciones electrolíticas de potasio, sodio, calcio, magnesio u otros.

 Para permitir la detección de anormalidades conductivas (bloqueo auriculo-ventricular, bloqueo de rama).

 Mostrar la condición física de un paciente durante un test de esfuerzo.  Suministrar información sobre las condiciones físicas del corazón, como

(15)

1.4 Partes y funcionamiento del electrocardiógrafo

Las partes que consta un electrocardiógrafo se enlistan a continuación:

Circuito de protección: este circuito incluye dispositivos de protección a fin de que altos voltajes puedan aparecer a través de la entrada del electrocardiógrafo sin que lo dañen.

Señal de calibración: Una señal de calibración de un 1mV. es introducida momentáneamente a cada canal para almacenarla y revisar la correcta calibración del equipo.

Preamplificador: La etapa de preamplificación lleva a cabo la primer etapa de amplificación del electrocardiógrafo. Debe tener una alta impedancia de entrada y una razón de rechazo común alta. Una etapa típica de este tipo es el amplificador de instrumentación que consiste en tres amplificadores operacionales. También en esta etapa es incluida usualmente una etapa de control de ganancia.

Circuito de aislamiento: Contiene una barrera para el paso de corriente de la línea de alimentación de 50 ó 60 Hz. hacia el cuerpo humano.

Circuito de manejo de pierna derecha o tórax: Provee de un punto de referencia en el paciente que normalmente es un potencial a tierra.

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Selector de derivaciones: El selector de derivaciones es un módulo que puede acoplarse fácilmente a un sistema de amplificación de biopotenciales, consiste en un arreglo de resistencias que obtiene el contenido de las señales de cada electrodo, ponderando la contribución de cada uno por medio de resistencias y obteniendo de esta manera la derivación de interés.

Sistema de memoria: Los sistemas modernos de electrocardiografía guardan la señal en una memoria para después imprimirse junto con la información introducida vía un teclado digital, es necesario un convertidor analógico digital que convierta la señal del dominio analógico al dominio discreto.

Microcontrolador: Este maneja todos los procedimientos llevados a cabo por el electrocardiógrafo. El operador puede seleccionar diversos modos de operación con procedimientos previamente programados. El microcontrolador puede realizar un registro de 12 derivaciones con tres latidos en cada una o por segmentos de tiempo determinados.

Registrador: Este módulo proporciona un registro impreso de la señal detectada, generalmente empleando plumillas y papel térmico o la inyección de tinta.

1.5 Ondas e intervalos del electrocardiógrafo

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Se utilizan las letras mayúsculas: Q, R, S, para las ondas relativamente grandes, mayores de 5mm y las minúsculas; q, r, s, para las menores de 5 mm. Si una onda, aunque de pequeño voltaje, predomina claramente sobre las demás, también se designa con mayúsculas.

Las ondas del electrocardiograma reciben su nombre siguiendo el orden alfabético comenzando por la onda P. El complejo QRS se subdivide en diferentes ondas

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

determinada, se denomina onda Q; la primera deflexión positiva del complejo se denomina onda R y una segunda deflexión negativa después de una onda R se denomina onda S. De existir más ondas positivas o negativas estas reciben el nombre de ondas R' y S', respectivamente. Las letras minúsculas "qrs" se emplean para ondas de pequeña amplitud.

Onda P

Representa la despolarización del nódulo sinusal y, por tanto, la contracción de las aurículas, que son las que más potentemente reciben el estímulo. En condiciones normales tiene un vértice redondeado, dura de 0.9 a 0.11 s. y tiene un voltaje igual o menor a 0.25 mV. Si por alguna razón el nodo sinusal deja de actuar como marcapasos cardiaco normal, otros focos auriculares pueden asumir su función por lo que la onda P tendrá una configuración diferente.

Intervalo P-R

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Complejo QRS

Es el principal indicador de la actividad ventricular. Representa la despolarización de los ventrículos que empieza por el septum interventricular, sigue al ventrículo izquierdo (donde es mayor porque la pared del ventrículo izquierdo es más gruesa) y acaba por el ventrículo derecho.

Dentro del complejo hay:

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

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

 Onda S: Primera onda negativa precedida de una positiva.

En el complejo QRS está comprendida la repolarización auricular, pero queda eclipsada por la mayor magnitud de la despolarización ventricular. En condiciones normales, es un complejo muy picudo debido a su gran rapidez de ejecución y a su mayor voltaje. Dura de 0.06 a 0.1 s. (duración normal: 0.08 s.).

Onda T

Registra el periodo de repolarización ventricular. En condiciones normales es positiva, redondeada y dura unos 0.2 s. es positiva excepto en derivación AVR.

Onda U

Es la deflexión generalmente positiva que sigue a la onda T y precede a la P del siguiente ciclo. Se cree que es el resultado de la despolarización lenta del sistema de conducción intraventicular de Purkinje o a postpotenciales. Normalmente también es positiva. El electrocardiograma debe de analizarse teniendo en cuenta:

 La frecuencia (sinusal entre 60-100).

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 Eje cardiaco (QRS positivo en I y AVF, vector dentro de los límites normales [0 y 90º]; QRS negativo en I, discreta desviación del eje a la derecha; QRS negativo en I y AVF, importante desviación derecha del eje; QRS negativo en AVF y positivo en I desviación del eje a la izquierda).

[image:19.612.165.447.240.442.2]

 La zona del marcapasos dominante.  Morfología de las ondas P y QRS.

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(21)

2.1 Anatomía del corazón

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

un músculo estriado hueco que actúa como una bomba aspirante e impelente, que aspira hacia las aurículas y la sangre que circula por las venas, la impulsa desde los ventrículos hacia las arterias.

El corazón está situado en el plano medio entre la 3ra. Y 5ta. costilla, su espacio intercostal consta de un tercio cargado a la derecha y dos tercios cargado a la izquierda, tiene forma de pirámide triangular o cono, cuyo vértice se dirige hacia abajo, hacia la izquierda y hacia adelante, y la base se dirige hacia la derecha, hacia arriba y un poco hacia atrás.

[image:21.612.195.432.457.700.2]

En cuanto a su volumen y peso varía según el sexo y la edad. Tradicionalmente se ha comparado el volumen del corazón con el de un puño, pero cambia considerablemente dependiendo si el corazón está en sístole o en diástole. El volúmen total varía entre 500 y 800 ml, siendo más importante el volumen de eyección del ventrículo izquierdo. Su peso ronda los 275 gr. en el hombre y 250 gr. en la mujer.

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El corazón se divide en dos mitades laterales que son el corazón derecho, en la que circula la sangre venosa y el corazón izquierdo en donde circula la sangre arterial. Cada una de estas dos mitades se subdivide en otras dos, situadas una encima de la otra que son: la cavidad superior llamada aurícula o atrio, y la cavidad inferior llamada ventrículo; los dos corazones están separados en toda su altura, por medio de un tabique vertical que se llama tabique interauricular entre las dos aurículas y tabique interventricular entre los dos ventrículos. Por lo tanto:

1. Corazón derecho: Está formado por la aurícula derecha y el ventrículo derecho, separados por la válvula tricúspide.

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

Con respecto a su estructura, el corazón tiene capas y estas capas van de dentro hacia afuera; el endocardio, el miocardio y el epicardio (ver fig.5); entre las capas

[image:22.612.180.426.436.697.2]

del corazón se encuentran fibras nerviosas constituyendo el plexo cardiaco.

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2.2 Fisiología del corazón

Cada latido del corazón desencadena una secuencia de eventos llamados ciclo cardiaco, que consiste principalmente en tres etapas: sístole auricular, sístole ventricular y diástole.

Durante la sístole auricular, las aurículas se contraen y proyectan la sangre hacia los ventrículos. Una vez que la sangre ha sido expulsada de las aurículas, las válvulas auriculo ventriculares entre las aurículas y los ventrículos se cierran, esto evita el reflujo de sangre hacia las aurículas, el cierre de estas válvulas produce el sonido familiar del latido del corazón.

La sístole ventricular (ver fig.6) implica la contracción de los ventrículos expulsando la sangre hacia el sistema circulatorio. Una vez que la sangre es expulsada, las dos válvulas sigmoideas, la válvula pulmonar en la derecha y la válvula aortica en la izquierda, se cierran.

[image:23.612.232.499.370.630.2]

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

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La expulsión rítmica de la sangre provoca el pulso que se puede palpar en las arterias radiales, carótidas, femorales. El músculo cardiaco es miogenico; esto quiere decir que a diferencia del musculo esquelético, que necesita de un estímulo consciente o reflejo, el musculo cardiaco se excita a sí mismo de forma autónoma.

Las contracciones rítmicas se producen espontáneamente por el marcapasos natural del corazón, así como su frecuencia puede ser afectada por las influencias nerviosas u hormonales como el ejercicio físico o la percepción de un peligro.

La secuencia de las contracciones está coordinada por la despolarización (inversión de la polaridad eléctrica de la membrana debido al paso de iones activos a través de ella), del nodo sinusal o nodo de Keith-Flack (nodos sinuatrialis), situado en la pared superior de la aurícula derecha.

La corriente eléctrica producida, del orden de un microvolt, se transmite a lo largo de las aurículas y pasa a los ventrículos por el nodo auriculoventricular (nodo AV) situado en la unión entre los dos ventrículos, formado por fibras especializadas.

El nodo AV sirve para filtrar la actividad demasiado rápida de las aurículas. Del nodo AV se transmite la corriente al fascículo de His, que se distribuye a los dos ventrículos.

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2.3 Potencial de acción del corazón

Los impulsos eléctricos generados por el músculo cardíaco (el miocardio) estimulan la contracción del corazón. Esta señal eléctrica se origina en el nódulo sinoauricular (SA) ubicado en la parte superior de la aurícula derecha. El nódulo SA también se denomina el «marcapasos natural» del corazón (ver fig.8). Los

[image:25.612.183.464.319.564.2]

impulsos eléctricos de este marcapasos natural se propagan por las fibras musculares de las aurículas y los ventrículos estimulando su contracción. Aunque el nódulo SA envía impulsos eléctricos a una velocidad determinada, la frecuencia cardíaca podría variar según las demandas físicas o el nivel de estrés o debido a factores hormonales.

fig. 8 Aurícula y ventrículo del corazón

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Las diferentes concentraciones de Na+ y K+ a ambos lados de la membrana (ver fig.9) generan esta diferencia de potencial eléctrico; cuando las células cardíacas

son estimuladas se produce un rápido cambio en la polaridad de la membrana que se conoce como potencial de acción que se divide en distintas fases.

 Fase 0 de despolarización o activación.

 Fase 1 repolarización o recuperación rápida.

 Fase 2 de meseta o plateau.

 Fase 3 terminación de la repolarización.

[image:26.612.130.485.291.509.2]

 Fase 4 diastólica.

fig. 9 Potencial de Acción de células no automáticas

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De manera simplificada los cambios más importantes son:

Fase 0:

Al inicio, la membrana celular se encuentra en estado de reposo. En el interior de la célula predominan los iones K+ mientras que el exterior está ocupado por los iones Na+. Esto genera una diferencia de potencial a ambos lados de la membrana, produciéndose un predominio de cargas negativas en el interior y de positivas en el exterior. Esta fase 0 recibe el nombre de despolarización.

El impulso de excitación generado a partir del marcapasos natural del corazón (nódulo sinusal) se difunde rápidamente por todo el corazón, provocando cambios súbitos en la permeabilidad iónica, de forma que el Na+, el Cl- y el Ca++ penetran en la célula mientras que el K+ inicia su salida. El cambio de cargas generado a uno y otro lado de la membrana celular origina un potencial positivo, cuyo valor se sitúa en torno a +30 mV.

Estos intercambios rápidos de iones, se producen a través de unos canales específicos para cada ión, existentes en todas las membranas celulares, y cuya integridad es básica para la normalidad de todo el proceso electro-genético.

Durante esta fase ningún estímulo será capaz de activar un nuevo potencial de acción (período refractario absoluto).

Fase 1:

Se caracteriza por ser la única donde ingresa a la cálula un ion negativo, el Cloro. Su duración es breve y sólo se observa adecuadamente en los potenciales de células que carecen de Automatismo.

Fase 2:

(28)

Fase 3:

Desde un punto de vista iónico se caracteriza por la salida masiva de K+ al exterior, lo que genera un declive en el potencial de acción de forma paulatina, aumentando progresivamente también la permeabilidad de la membrana para el Na+.

Fase4:

En esta fase también conocida como de "potencial de reposo" o Fase diastólica eléctrica, se produce la salida del Na+ y la penetración del K+, a través de un mecanismo activo conocido como " bomba de Sodio-Potasio " restableciéndose el equilibrio inicial, con lo cual el potencial de acción, alcanza su valor de reposo y se prepara para una nueva acción.

Las células automáticas, poseen un mecanismo por el cual van haciéndose progresivamente menos electro-negativas, hasta que si alcanzan el potencial umbral, se dispara un nuevo potencial de acción. Esto se denomina despolarización diastólica espontánea.

[image:28.612.136.477.459.695.2]

(29)

Se observa claramente por qué el nódulo sinusal es el que genera y comanda la actividad eléctrica del corazón (ver fig.11). Por lo tanto, esa pequeña estructura, resulta ser la responsable de que estemos vivos.

 Su potencial de reposo es menor.  Está más cercano al potencial umbral.

 Posee la mayor pendiente de despolarización diastólica espontánea.

Por lo tanto, alcanza rápidamente la posibilidad de generar un impulso y transmitirlo desde el Nódulo Sinusal, la conducción eléctrica se transmite en primer lugar hacia ambas aurículas; alcanzan la Unión AV y al nódulo auriculoventricular, que se encuentra localizado en la porción alta del tabique interventricular. La conducción eléctrica, por tanto, ha de atravesar esta estructura antes de llegar al miocardio ventricular. En el nódulo AV, sufre un retraso fisiológico de unos 80-100 ms, antes de continuar su conducción por el Haz de His.

Una vez que el estímulo eléctrico consigue pasar a través de la Unión AV, su conducción es más rápida. Ésta se lleva a cabo primeramente por el haz de His, que a su vez se divide en dos ramas:

1. La rama derecha, que permite la transmisión de los impulsos eléctricos hacia el ventrículo derecho.

2. La rama izquierda, que, tras dividirse en dos fascículos (anterior y posterior), transmite la electricidad al ventrículo izquierdo.

(30)
[image:30.612.168.446.74.313.2]

fig. 11 Secuencia de activación cardiaca

2.4 Derivaciones unipolares

Al igual que las derivaciones bipolares el objetivo de las derivaciones unipolares es obtener una descripción eléctrica del corazón más completa en su plano frontal. Frank Norman Wilson (1890-1952) investigó sobre los potenciales unipolares de electrocardiografía y en la bibliografía se los suele encontrar como

Terminal Central de Wilson. A diferencia de las derivaciones bipolares donde la medición se obtiene entre dos potenciales de dos electrodos, las derivaciones unipolares se obtienen midiendo el potencial de un electrodo respecto a electrodo indiferente o también llamado Terminal Central De Wilson. Este terminal es un promedio de los potenciales de las 3 derivaciones y se forma conectando una resistencia en cada una de las extremidades llevadas a un punto común.

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tres electrodos de las extremidades o con un electrodo explorador que se puede colocar en distintos puntos del pecho (derivaciones precordiales).

Las derivaciones unipolares tomadas en la clínica son:

LA: derivación tomada en brazo izquierdo y el electrodo indiferente.  RA: derivación tomada en el brazo derecho y el electrodo indiferente.  LL: derivación tomada en la pierna izquierda y el electrodo indiferente.

La carga de la red de resistencias necesarias para proporcionar el terminal central provoca que las derivaciones LA, RA y LL sean bajas en amplitud. Se encontró que desconectando de la red de resistencias el electrodo de medida, la tensión medida aumentaba en un 50% sin que la forma de la onda cambiase de manera apreciable (ver fig.12). Las derivaciones unipolares obtenidas de esta forma se

[image:31.612.86.520.406.668.2]

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

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2.5 Derivaciones bipolares

Las tres derivaciones básicas que fueron establecidas originalmente por Einthoven son llamadas derivaciones bipolares o estándar. El objetivo de estas derivaciones es obtener una descripción eléctrica del corazón en su plano frontal.

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

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

[image:32.612.185.433.273.502.2]

fig. 13 Derivaciones bipolares

Las derivaciones definidas por Einthoven son:

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

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

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Las siglas utilizadas provienen del inglés y significan:

RA (Right Arm): Brazo Derecho.  LA (Left Arm): Brazo Izquierdo  RL (Right Leg): Pierna Derecha.  LL (Left Leg): Pierna Izquierda.

De las tres derivaciones de las extremidades, la segunda produce el mayor potencial de la onda R, cuando se miden las amplitudes de las tres derivaciones de las extremidades, la amplitud de la onda R de la segunda derivación es igual a la suma de las amplitudes de la onda R de las derivaciones 1.ª y 3.ª.

2.6 Triangulo de Einthoven

Trabajando con electrocardiogramas obtenidos a partir de estas tres derivaciones Einthoven postuló:

En un instante dado del ciclo cardíaco, la representación en el plano frontal del eje eléctrico del corazón es un vector de dos dimensiones. El electrocardiógrafo medido con una de las tres derivaciones es una de las componentes unidimensionales variable con el tiempo de este vector.

El origen del vector se encuentra cerca del centro de un triángulo equilátero, cuyos vértices son el hombro derecho, el izquierdo y la bifurcación de las piernas

(ver fig.14).

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puntos de este triángulo representaban las posiciones de los electrodos para las tres derivaciones de las extremidades.

[image:34.612.130.479.284.580.2]

Los lados del triángulo representan las líneas a lo largo de las cuales se miden las tres proyecciones del vector ECG basándose en ello, Einthoven demostró que las tensiones instantáneas medidas mediante cualquiera de las tres derivaciones de las extremidades es aproximadamente igual a la suma algebraica de las otras dos, o sea que el vector suma de las proyecciones sobre las tres líneas es igual a cero. Realmente, para que estas afirmaciones conserven su validez, se debe invertir la polaridad de la medida en la 2ª derivación.

(35)
(36)

3.1 Diagrama a bloques del sistema propuesto

Para un sistema de detección de potenciales bioelectricos, la etapa inmediata a los electrodos, se denomina etapa preamplificadora. Generalmente corresponde a un amplificador de instrumentación que por sus características, es el amplificador ideal para biopotenciales. Además este tiene que acoplarse directamente a los electrodos (es decir sin capacitores en serie) para proporcionar una respuesta optima en bajas frecuencias y minimizar los efectos de carga que puedan polarizar los electrodos cuando actúan sobre los capacitores de acoplamiento, lo cual producirá sobrepotenciales de polarización que generan un voltaje de offset C.D grande a la entrada del amplificador (ver fig.15). Esta es la razón por la cual

[image:36.612.34.590.364.452.2]

muy a menudo los preamplificadores tienen ganancias de voltaje relativamente bajas.

fig. 15 Diagrama del sistema

3.2 Elección del tipo de electrodo

(37)

Los electrodos de superficie (a excepción de los de aguja) presentan diámetros que varían desde 0.3 hasta 0.5 cm y en algunos casos hasta 1 cm. La piel humana tiende a tener una muy alta impedancia comparada con la de otras fuentes de voltaje; típicamente, la impedancia normal de la piel, vista por el electrodo, varía

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

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

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

En cualquier caso, se deberán tratar los electrodos de superficie como una fuente de voltaje con muy alta impedancia, situación que influye en forma decisiva en el diseño del circuito de entrada del amplificador bioeléctrico. En muchos de los casos, la regla práctica para un amplificador de voltaje, es hacer la impedancia del amplificador al menos 10 veces mayor a la impedancia de la fuente.

Para amplificadores de biopotenciales esto requiere una impedancia de entrada de

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

amplificadores operacionales con entrada bipolar en categorías Premium, con entradas FET (BiFET) o con entradas MOS (BiMOS).

Se seleccionó el tipo copa de succión metálica debido a su posibilidad de reutilización indefinida que justifica su alto costo (ver fig.16).

A continuación se dan las especificaciones técnicas del electrodo utilizado:

 Copa metálica con recubrimiento galvánico de Cloruro de Plata (AgCl), resistente ala abrasión.

 Poste metálico de conexión compatible con conectores tipo banana de 3 y 4mm y conectores tipo broche.

(38)
[image:38.612.184.422.121.267.2]

La única desventaja que presenta es la de una posible lesión a la piel en el área de contacto debido a una succión excesiva. Son necesarios tres electrodos.

fig. 16 Electrodos precordiales

3.3 Amplificador de instrumentación

Posteriormente, se procedió a la selección del circuito preamplificador; por las ventajas mencionadas anteriormente, se seleccionó un amplificador de instrumentación fabricado por la compañía Analog Device con número de parte AD620 (ver fig.17), el cual presenta las siguientes características:

 Tecnología BIFET

 Rango de alimentación de  2.3 a  18 V.  Rango de ganancia variable de 1 a 1000  Ganancia seleccionada por un solo resistor  Corriente de alimentación de 1.3 mA.

 Corriente de polarización de entrada de 1nA máx.

 La razón de rechazo al modo común (CMRR) de 100 dB min.  Ruido de 0.28µ Vp-p de 0.1 a 10 Hz.

 Ancho de banda de 120 kHz.

 Voltaje de offset de entrada de 30 µv.

 Impedancia de entrada de 10 GΩ.

(39)
[image:39.612.202.414.126.261.2]

En la siguiente figura se puede observar el diagrama de configuración de terminales del circuito integrado AD620.

fig. 17 Configuración de terminales del integrado AD620

La resistencia que controla la ganancia se coloca entre las terminales 1 y 8. Para el amplificador, se escogió una ganancia pequeña debido a que una ganancia pequeña ayuda a mantener sin distorsión a la señal. Entonces, la ganancia seleccionada fue de 7.

En las hojas de especificaciones de Analog Devices, se puede encontrar la ecuación para calcular el valor de la resistencia en base a la ganancia conocida para este circuito integrado.

El cálculo se muestra a continuación:

El preamplificador debe tener una impedancia de entrada muy alta, puesto que ella presenta la carga sobre electrodos. Como puede observar de las características mencionadas de este integrado, la impedancia de entrada del

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

(40)

3.4 Diseño del circuito manejador de pierna derecha o tórax

En las hojas de especificaciones de Analog Devices se encuentra una propuesta de configuración de circuito para manejar la pierna derecha o el tórax para no aterrizar directamente el paciente a tierra (ver fig.18). A continuación se muestra el

[image:40.612.81.557.241.511.2]

diagrama de conexiones sugerido y posteriormente los cálculos realizados para obtener los valores de las resistencias.

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

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

(41)

El voltaje en modo común en el cuerpo es censado por medio de dos resistencias promediadoras R6+R5=R3+R4=Ra. Este voltaje es invertido, amplificado y

retroalimentado a la pierna derecha o tórax. Esta retroalimentación negativa maneja el voltaje en modo común a un valor pequeño. Las corrientes por desplazamiento del cuerpo no fluyen a tierra. En su lugar, fluyen a la salida del amplificador operacional auxiliar; así se protege al paciente.

Este circuito también provee seguridad eléctrica. Si un voltaje anormal alto aparece entre el paciente y tierra como resultado de movimiento o alguna otra causa, el amplificador operacional auxiliar se satura. Esto efectivamente mantiene al paciente desconectado de tierra debido a que el amplificador no puede manejar ya la pierna derecha o tórax (o al electrodo de referencia). Ahora, las resistencias R1 (Rf) y R2 (Ro) están entre el paciente y tierra. Estas pueden ser de varios MΩ

de valor y suficientemente grandes para limitar la corriente. Estas resistencias no protegen al paciente, sin embargo, 120 V. en el paciente quemarían los transistores del amplificador operacional del electrocardiógrafo y grandes corrientes podrían fluir de tierra.

Ahora, determinaremos el voltaje en modo común en un paciente, en el cual se utiliza un circuito para manejar la pierna derecha o tórax, cuando los desplazamientos de corrientes id fluyen en el paciente a través de la línea de alimentación. Escogeremos valores apropiados de las resistencias del circuito de tal forma que el voltaje en modo común sea mínimo y exista un camino de alta resistencia a tierra cuando el amplificador operacional se sature.

………….1

(42)

Lo cual produce

…………..2

Pero

………3

Entonces, sustituyendo 2 en 3

La resistencia efectiva entre la pierna derecha y tierra es la resistencia del electrodo de la pierna derecha dividido entre uno más la ganancia del amplificador operacional. Cuando el operacional se satura como puede ocurrir durante un transitorio grande VCM, a su salida aparece el voltaje de saturación VS.

Ahora, la pierna derecha está conectada a tierra a través de esta fuente las resistencias en paralelo Rf y Ro. Para limitar la corriente, Rf y Ro deben de ser de valores grandes como por ejemplo 5 MΩ.

Cuando el amplificador no está saturado, nosotros queremos que el voltaje VCM sea tan pequeño como sea posible. En otras palabras, que sea una resistencia efectiva a tierra. Esto puede ser logrado haciendo a Rf grande y a Ra

(43)

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

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

derecha o tórax y tierra será:

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

La siguiente etapa a diseñar una vez teniendo diseñada la etapa preamplificadora y el circuito manejador de la pierna derecha o tórax, es la etapa de filtrado. En la cual la señal electrocardiográfica debe de encontrarse entre 0.1 a 250 Hz con una amplitud de 0.5 a 4 mV; aunque consultando bibliografías se pudo establecer que las frecuencias idóneas para señales electrocardiográficas están entre 0.1 a 150 Hz.

3.5 Diseño del filtro pasa banda

La siguiente etapa a la salida de nuestro preamplificador es un filtro pasabanda de segundo orden del tipo Butterworth. Escogido de esta familia por ser la que posee la respuesta más lineal en su región pasabanda.

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

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

(44)

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

Butterworth1

a) Escoger la frecuencia de corte FC

b) Hacer R12=R13=R, a un valor conveniente entre 10kΩ y 100kΩ. Escoger R14= 2R

c) Calcular C

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

Siguiendo los pasos de diseño anteriores tenemos lo siguiente:

a) Fc= 150 Hz,

ωC= 2π (150)= 942.48 rad/s.

b) R12=R13=R=10kΩ,

R14=20kΩ ≈ 22kΩ

c)

d) C4=2C= (75nF)*2 = 150nF C=68nF, C7=5.6nF donde: C3+C7=73.6nF ≈ C1

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

(45)
[image:45.612.163.426.78.296.2]

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

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

Butterworth.2

a) Escoger la frecuencia de corte Fc

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

c) Calcular R11 de

d) Escoger R

e) Para minimizar el offset R10=R11

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

(46)

Siguiendo los cuatro pasos anteriores tenemos

a) Fc= 0.1 Hz.,

ωC= 2π (0.1)= 0.6258 rad/s.

b) C1=C2=C= 10µF

c)

d)

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

[image:46.612.129.493.370.621.2]

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

(47)

3.6 Diseño del filtro rechaza banda

La siguiente etapa a diseñar es un filtro rechaza banda a o Notch para rechazar la frecuencia de línea de 60 Hz (ver fig.21). En nuestro sistema. Esta señal de 60 Hz.

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

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

orden tipo Butterworth.3

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

b) Calcular R22 de

c) Calcular R19 de

d) Escoger R20 a un valor conveniente como 1KΩ

e) Calcular R21 de

Siguiendo los pasos anteriores obtenemos lo siguiente:

a) C5 = C6 = C = 1µF

b)

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

(48)

c)

d)

[image:48.612.145.475.161.409.2]

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

fig. 21 Diagrama del filtro rechaza banda

Por los valores de las resistencias obtenidas, es que el circuito se decidió colocar trimpots de precisión con el objetivo para realizar ajustes en el ancho de banda y frecuencia central.

3.7 Diseño de la etapa de amplificación

(49)
[image:49.612.178.391.155.325.2]

Esta señal es la necesaria para obtener una señal electrocardiográfica de 1V/1mV de señal real. La señal electrocardiográfica a la salida se necesita con esta relación porque es la forma en que los médicos saben interpretarla.

fig. 22 Circuito amplificador inversor con ganancia de 147

Donde el voltaje de salida está dado por.

Donde podemos observar que si escogemos a R23 = 1k , podemos colocar un trimpot de 150K para variar la ganancia entre 1 y 150 además, es preferible un trimpot para ajustarlo prácticamente y así calibrar el equipo para obtener la señal deseada a la salida con la relación deseada de 1v/1mv.

3.8 Circuito completo

Después de analizar los circuitos, los cuales consta este diseño, se procedió a armar el circuito por completo (ver fig.23), para de ahí hacer la presentación de

(50)
[image:50.612.98.581.84.684.2]
(51)

U3A LF353D 3 2 4 8 1 C1 10µF C2 10µF R11 220kΩ R9 10kΩ R10 220kΩ R8 100kΩ U3B LF353D 5 6 4 8 7 R13 10kΩ R14 22kΩ R12 10kΩ C4

68nF C75.6nF C3 150nF V1 9 V V2 9 V V3 1 Vpk 60 Hz XBP1 IN OUT

3.9 Simulación de los filtros por PC

[image:51.612.138.497.210.401.2]

La primera simulación que se realizó fue la del filtro pasabanda de 0.1 a 150 Hz. El programa que se utilizó para la simulación fue el Multisim versión 11 el cual es un paquete muy práctico y con resultados en sus simulaciones muy aproximados a lo teórico. (ver fig.24).

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

Se utilizó un trazador de respuestas de Bode para analizar la respuesta en frecuencia vs amplitud del circuito. Este trazador se conecta a la entrada y a la salida del circuito (ver fig.25).

[image:51.612.104.503.520.684.2]
(52)
[image:52.612.108.513.123.291.2]

En la fig. anterior se puede observar la frecuencia de corte inferior del circuito, posteriormente se muestra la frecuencia de corte superior del circuito (ver fig.26).

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

El siguiente circuito simulado fue el del filtro rechaza banda, para calcular de manera precisa la respuesta de este filtro a la frecuencia de 60 Hz. esto se realizó variando los valores de las resistencias variables en el circuito hasta encontrar respuesta en frecuencia a la cual se eliminaba la mayor parte de esta frecuencia

[image:52.612.217.442.440.663.2]

(ver fig.27).

(53)

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

[image:53.612.122.534.140.312.2]

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

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

(54)

3.10 Costos del diseño del electrocardiógrafo

A continuación se procederá a un análisis minucioso de los posibles costos del electrocardiógrafo con el objetivo de demostrar su bajo costo en comparación con el de un equipo profesional.

Circuito del amplificador de instrumentación:

CANTIDAD MATERIAL COSTO

2 Protoboards $ 172.00

1 Resistencia de 1M a 1/

4 watt $ 0.40 1 Resistencia de 10K a 1/4 watt $ 0.40 2 Resistencias de 22K a 1/4 watt $ 0.80 2 Resistencias de 2.2K a 1/4 watt $ 0.80

1 Capacitor de 1µF $ 1.50

1 Amplificador de instrumentación

AD620 $ 114.00

1 Operacional TL081 $ 6.50

2 Pilas de 9V $ 110.00

1 Capuchón para Pila $ 2.50 3 Electrodos precordiales $ 420.00

3 Banana - caimán $ 15.00

SUBTOTAL: $ 843.90

Tabla 2 Costos amplificador de instrumentación

Circuito filtro pasabanda

CANTIDAD MATERIAL COSTO

2 Resistencias de 220K a 1/

4 watt $ 0.80 1 Resistencia de 100K a 1/4 watt $ 0.40 1 Resistencia de 22K a 1/

4 watt $ 0.40 3 Resistencias de 10K a 1/4 watt $ 1.20

1 Capacitor de 150nF $ 4.00

1 Capacitor de 68nF $ 4.50

1 Capacitor de 5.6Nf $ 5.50

2 Capacitores de 10µF $ 3.00

1 Operacional LF353 $ 3.50

[image:54.612.80.533.202.439.2]

SUBTOTAL: $ 23.30

(55)

Circuito filtro rechazabanda

CANTIDAD MATERIAL COSTO

1 Resistencia de 500K a 1/

4 watt $ 10.50 1 Resistencia de 400K a 1/4 watt $ 10.50 2 Resistencias de 1K a 1/4 watt $ 0.80

1 Capacitor de 1µF $ 1.50

1 Operacional LF353 $ 3.50

SUBTOTAL: $ 26.80

Tabla 4 Costos filtro rechazabanda

Circuito etapa de amplificación

CANTIDAD MATERIAL COSTO

1 Resistencia de 1K a 1/4 watt $ 0.40 1 Resistencia de 150K a 1/4 watt $ 0.40

1 Operacional LF353 $ 3.50

SUBTOTAL: $ 4.30

Tabla 5 Costos etapa de amplificación

Costo total del electrocardiógrafo

Con respecto a la mano de obra para la construcción se sugiere una cantidad moderada y comparando el precio de venta sugerido con el de los equipos electrocardiográficos más sencillos que se encuentran en el mercado que oscilan entre los 15 y 20 mil pesos, podemos concluir que el diseño sería muy económico ya que para visualizar la señal electrocardiográfica se usaría un osciloscopio y con este instrumento se cuenta en el laboratorio de Bioacústica, entonces de ahí que no se anexe a los costos.

CIRCUITO COSTO

Amplificador de instrumentación $ 843.90 Filtro pasabanda $ 23.30 Filtro rechazabanda $ 26.80 Etapa de amplificación $ 4.30 Mano de Obra $ 10,000.00

[image:55.612.110.500.577.684.2]

TOTAL: $ 10,898.30

(56)

Conclusiones

De la realización de este trabajo podemos concluir que para realizar el diseño de cualquier equipo electrónico se requiere de muchas horas hombre. Primeramente para entender el problema, posteriormente para idear que tipo de etapas serán necesarias para el diseño del equipo, para la búsqueda de fuentes de información relacionadas con las etapas necesarias y culminar cumpliendo con las necesidades para las cuales será diseñado, contando con su buen diseño que sea económico y confiable.

Una vez realizado el diseño de las etapas necesarias, viene la parte en que se tienen que realizar pruebas a los circuitos con el objetivo de comprobar su correcto funcionamiento.

Para el diseño del electrocardiógrafo, primeramente realizamos una investigación del funcionamiento del corazón, como es que este puede representarse como un dipolo eléctrico y la naturaleza de las señales eléctricas que este genera. Posteriormente investigamos el funcionamiento de los equipos electrocardiográficos profesionales con el objetivo de ver que etapas serían necesarias diseñar y con qué fin.

(57)

Durante la etapa de diseño de los circuitos, específicamente hablando de los filtros, encontramos sumamente útil la simulación por PC de los circuitos debido a que es una forma muy rápida y económica de comprobar el funcionamiento de los circuitos inclusive cambiar el valor de elementos como resistencias para ver si la respuesta de estos circuitos puede ser mejorada.

En general, concluimos que para la realización de cualquier sistema electrónico que sea eficiente, que cumpla con las necesidades para las que fue construido y que tenga buen acabado es necesario el trabajar con expertos en cada una de las áreas que estén involucradas en el proyecto.

(58)

Glosario

Arritmia Latidos irregulares del corazón

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

Biopotenciales Cargas eléctricas producidas por diversos tejidos corporales.

Butterworth Filtro electrónico diseñado para producir la respuesta más

plana que sea posible hasta la frecuencia de corte.

CMRR Abreviación de commmon mode rejection ratio, es decir,

relación de rechazo en modo común.

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

su periodo fundamental.

Desfibrilación Acción de tratar de volver a poner en funcionamiento al

corazón una vez que se ha detenido.

ECG Abreviación de electrocardiógrafo.

Electrocardiógrafo Instrumento que sirve para visualizar las señales eléctricas

(59)

Electrodo Pieza metálica utilizada para medir los potenciales eléctricos

presentes en la superficie del cuerpo.

Fibrilación Proceso en el cual el corazón detiene su funcionamiento.

LA Abreviación del brazo izquierdo.

LL Abreviación de pierna izquierda.

Notch Filtro electrónico que no permite el paso de señales cuyas

frecuencias se encuentran comprendidas entre las

frecuencias de corte superior e inferior.

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

corazón.

RA Abreviación del brazo derecho.

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

(60)

Índice de figuras

Figura 1 Derivaciones electrocardiográficas……….11

Figura 2 Electrocardiógrafo de Einthoven………..12

Figura 3 Imagen electrocardiográfica normal………19

Figura 4 Anatomía del corazón………21

Figura 5 Estructura del corazón………..22

Figura 6 Diástole………23

Figura 7 Sístole………..23

Figura 8 Aurícula y ventrículo del corazón………25

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

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

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

Figura 12 Derivaciones unipolares aumentadas……….31

Figura 13 Derivaciones bipolares………..32

Figura 14 Triángulo de Einthoven……….34

(61)

Figura 16 Electrodos precordiales……….38

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

Figura 18 Conexiones para manejar la pierna derecha o tórax sugeridas por Analog Devices………...40

Figura 19 Filtro pasa bajas de segundo orden Butterworth utilizando el operacional LF353………...45

Figura 20 Filtro pasa altas de segundo orden de tipo Butterworth utilizando el operacional LF353……….46

Figura 21 Diagrama del filtro rechabanda………48

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

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

Figura 24 Circuito utilizado para la simulación del filtro pasa banda de 0.1 Hz. a 150 Hz………..51

Figura 25 Respuesta del filtro pasa bandas para la frecuencia de corte inferior………..51

(62)

Figura 26 Respuesta del filtro pasabandas para la frecuencia de corte

Superior………...52

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

(63)

Índice de tablas

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

Tabla 2 Costos amplificador de instrumentación……….54

Tabla 3 Costos filtro pasabanda……….54

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

Tabla 5 Costos etapa de amplificación……….55

(64)

Bibliografía

 López Carlos A. y Llamosa Luis E.

Los filtros en los sistemas de detección de potenciales bioelectricos Editorial CEKIT, electrónica y computadores no. 49

Págs. 42-45.

 López Carlos A. y Llamosa Luis E. Diseño de un canal electrocardiógrafico

Editorial CEKIT, electrónica y computadores no. 52 Págs. 28-31.

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

 Esteve J, Mitjans J.

Electrocardiograma. Enfermería. Técnicas clínicas. Madrid: McGraw-Hill Interamericana

2002.

 Electrocardiografía básica. Aravaca (Madrid)

McGraw Hill 2002

 Moreno Ochoa L.

Cómo entender un electrocardiograma. Madrid: Díaz de Santos

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(72)
(73)

Figure

fig. 1   Derivaciones electrocardiográficas
fig. 2   Electrocardiógrafo de Einthoven.
Tabla 1 Historia del electrocardiograma y electrocardiógrafo.
fig. 3 Imagen electrocardiográfica normal
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Referencias

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