Cuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III
Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 0
Cuaderno de Prácticas de
Laboratorio de Bioinstrumentación III
Para la carrera de Ingeniería Biomédica en la UPIBI
De acuerdo al Plan de Estudios del 2009
Elaborado y desarrollado por:
M. en C. Lilia Maricela Padrón Morales
Con la colaboración de:
M. en C. José Luis Hernández Zamora
Ing. Rosa María Ocampo Romo
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Contenido
Introducción……… 2
Práctica 1
ESTIMULADOR ANALGÉSICO ... 4Práctica 2
SIMULADOR DE ECG…………...………..….
11
Práctica 3
MARCAPASOS POR INHIBICIÓN MARCAPASOS VENTRICULAR EXCITATORIO... 16Práctica 4
BOMBA DE CIRCULACIÓN CONTROL DE FLUJO PARA BOMBA PERISTÁLTICA……….… 25Práctica 5
DESFIBRILADOR CARDIACO DE DESCARGA CAPACITIVA DE ONDA SENOIDAL AMORTIGUADA CON CARDIOVERSIÓN ……… 35Práctica 6
ELECTROCAUTERIO MONOPOLAR……….… 50Práctica 7
TRANSMISIÓN ULTRASONICA DETECTAR EL PULSO O LATIDO CAROTÍDEO CON UN MICROFONO DE CRISTAL PIEZOELÉCTRICO ... 60Práctica 8
RESPIRADORES Y VENTILADORES MEDICION DE LA FRECUENCIA RESPIRATORIA HACIENDO USO DE UN TERMISTOR………….……….…69Conclusiones
………. 73Bibliografía
………74Cuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III
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INTRODUCCIÓN
El presente cuaderno de prácticas de laboratorio, está apegado al programa de estudios de la Unidad de Aprendizaje de Bioinstrumentación III, materia de tipo teórico práctico del séptimo semestre que forma parte del plan de estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica que se imparte en la UPIBI, por ser alumnos de últimos semestres se supone que cuentan con bases sólidas de electrónica, sistemas analógicos y sistemas digitales pues previamente han cursado y aprobado estas materias correspondientes del plan de estudios por tal motivo, se trabaja mucho en base a los diagramas a bloques de los equipos médicos dejando libertad al alumno sobre la selección de los C.I. necesarios para desarrollar la práctica, siempre y cuando logren el objetivo esperado.
Este cuaderno de prácticas se ha convertido en una excelente herramienta didáctica para orientar a los alumnos de la carrera de Ingeniería Biomédica dentro de la escuela ya que les permite integrar los conocimientos y fundamentos teóricos de los instrumentos médicos y los transductores para desarrollar sus habilidades prácticas al trabajar en el diseño de prototipos sencillos con fines didácticos de instrumentos biomédicos, su mantenimiento y calibración. Se tratan aplicaciones de la electrónica al campo de la instrumentación médica, cada una de las prácticas presentadas dentro de este cuaderno de fue seleccionada y adaptada para su uso seguro dentro del laboratorio de Bioinstrumentación III, cada una cuenta con fundamentos teóricos sólidos de respaldo que sirven de apoyo para la integración del conocimiento del alumno, en muchas de las prácticas se requirió además de que el alumno hiciese adaptaciones y modificaciones para el uso médico de transductores y servomecanismos conseguidos comercialmente en el mercado de la electrónica. En este manual es interesante además , las etapas analógicas y las de acoplo analógico digital, y en la etapa digital los alumnos cuentan con la libertad de utilizar una gran variedad de dispositivos electrónicos Timers, circuitos TTL, CMOS (hardware digital), PLA y PLD’s (dispositivos lógicos programables o hardware con software digital), microcontroladores PIC’s o microprocesadores o computadoras personales, en el caso de estos últimos se deberá de incluir el programa desarrollado además del diagrama electrónico y de cableado de sus circuitos y los métodos de acople a la computadora a través del dispositivo que se adapta al puerto de entrada RS232 o USB. Para facilitar el cableado correcto de sus prácticas, el alumno deberá contar con las hojas de especificaciones técnicas de los C.I. utilizados en el desarrollo de su práctica.
El profesor al entregar la práctica, aporta algunas ideas acerca del diseño pero aclara a los alumnos que ellos tienen libertad de utilizar los C.I. que ellos deseen de acuerdo a su presupuesto, conocimientos y materiales de trabajo disponibles, siempre y cuando documenten de forma adecuada su trabajo y logren el objetivo planteado y los resultados esperados. La duración de cada una de las prácticas es de 2 a 3 sesiones de laboratorio de 3 horas c/u, que se llevan a cabo de forma semanal y el desarrollo de c/u de ellas requiere de trabajo previo de los alumnos en cuanto a la investigación teórica y el desarrollo y cálculos del diseño que presentará en el laboratorio, el laboratorio cuenta con osciloscopio, fuentes y generadores de funciones. El equipo presentará su diseño en socket experimental (protoboard) y en los casos en que sea necesario pasará el diseño a circuito
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Una vez realizada cada una de las prácticas y presentada funcionando a los profesores, el equipo tendrá la obligación de entregar un reporte escrito de la misma, que deberá tener Objetivo, fundamentación teórica (desarrollada por los alumnos en base a la introducción de cada práctica dada por el profesor y a su investigación propia), metodología de trabajo, resultados obtenidos, análisis de los resultados, conclusiones y bibliografía. Se califica tanto la funcionalidad como la asistencia, participación y el reporte escrito de forma individual y colectiva.
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PRACTICA I
ESTIMULADOR ANALGÉSICO
Objetivo General: Identificar y explicar las características y aplicaciones de los
electroestimuladores musculares analgésicos de propósito general y de uso en
rehabilitación muscular.
Objetivo particular: Diseñar y construir un estimulador analgésico con la forma
de onda siguiente:
Figura 1.1 Formas de onda obtenidas del circuito
Y las siguientes características:
• Frecuencias fijas: 2, 20, 40, 80, 120 Hz.
• Modulación en Frecuencia
• Modulación en Ancho de Pulso
• Trenes de Pulsos
• Amplitud positiva de 0 a 100 Volts
• Corriente de 0.001 a 0.06 Amperes
• Ancho de Pulso Máximo 200 µs
• Carga Virtual: 500 Ω
• Puede utilizar componentes discretos o microcontrolador
• La etapa de potencia no debe deformar la forma de onda.
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Introducción
El temor de la cultura occidental hacia las agujas y las posibilidades de la
electrónica favorecieron el desarrollo de lo que hoy conocemos como
electroestimulación. Esta nueva técnica utiliza impulsos eléctricos controlados (en
lugar de agujas) que dice servir para paliar dolores, tonificar y fortalecer músculos
y para liberar los reductores naturales del dolor y la inflamación. La
electroestimulación viene empleándose, desde hace mucho tiempo, por algunas
personas que creen que puede ayudar en rehabilitación, en las patologías
musculares más comunes, dicen que previene la atrofia muscular, que relaja las
contracturas y que ayuda al aumento de la fuerza para la estabilidad articular, entre
otras cosas.
La estimulación eléctrica con electrodos de superficie a través de la piel
mediante equipos portátiles viene aplicándose con éxito en la medicina tradicional
desde hace muchos años para el tratamiento del dolor (TENS) y la recuperación
muscular (EMS).
A diario nos enfrentamos con situaciones cargadas de ansiedad, tensión y
nerviosismos que nos agotan físicamente y que hasta pueden provocarnos
pequeñas lesiones orgánicas que, cuando las advertimos, ya se han declarado y
requieren de una atención médica especializada. Y son muchos los que creen que
con el uso de un electroestimulador, como el que se presenta a continuación, se
podrá disfrutar de una relajación que, con el tiempo, se transformará en un mejor
rendimiento físico diario y en una ayuda para gozar de una vida más plena.
Descripción del circuito electrónico
La energía necesaria para hacer funcionar el equipo se obtiene a partir de 4
baterías
doble A
(AA). El diseño se basa en un circuito integrado 556 (dos
555
en un mismo
encapsulado) donde uno de ellos trabaja a una baja frecuencia de entre 2 Hz y 100
Hz, y su régimen de trabajo es ajustado por P1. El otro oscilador lo hace a una
frecuencia mayor, que es la necesaria para generar la conmutación a través de T1 y
así obtener la elevación de tensión en la salida.
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Figura 1.2 Circuito propuesto del electroestimulador analgésico
Los componentes C5, C6 y D1 se encargan de transformar la señal pulsante de
salida en una forma de onda lo más parecida posible a una onda senoidal pura. Por
su parte, R8 y P2 se encargan de ajustar el nivel de tensión de salida a niveles
variables entre 20 y 100 Volts @ 10 mA de drenaje de corriente máxima. Por lo
tanto, tenemos un oscilador fijo que funciona a unos 500 Hz (este valor no es
crítico) y otro que lo habilita a una frecuencia variable según el ajuste de P1. Tr1 es
un transformador de
audio
8 Omh - 1KOhm y donde su primario (1KOhm) debe
utilizarse como salida. A este tipo de transformadores se los suele utilizar en los
circuitos cerrados de música funcional.
Para finalizar la construcción de nuestro electroestimulador debemos considerar
los elementos que colocaremos en los electrodos de salida: los más habituales son
las almohadillas autoadhesivas utilizadas en electromedicina y que se pueden
adquirir fácilmente en cualquier farmacia u ortopedia. Estos electrodos son muy
cómodos de utilizar, ya que no requieren bandas elásticas para su fijación en el
paciente y no necesitan cuidados especiales ya que la mayoría son desechables o
descartables.
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Ejemplo de electrodos
autoadhesivos
Fáciles de colocar y quitar Al ser descartables
impiden cualquier
contagio
Fig. 1.3 colocación de los electrodos del estimulador analgésico
La frecuencia, dosis e intensidad deberán ser especificadas por un profesional.
Como orientación genérica podemos afirmar que las frecuencias entre 80 y 100 Hz.
tienen mayor efecto analgésico que aquellas que las superan. Por su parte, las
frecuencias que oscilan entre 20 Hz y 70 Hz están orientadas a los entrenamientos
musculares para lograr una buena tonificación y modelado de la zona de aplicación.
Por debajo de los 20 Hz, los efectos logrados son descontracturantes y, a su vez,
mejoran la circulación sanguínea favoreciendo la oxigenación de la sangre y la
creación de nuevos capilares.
El tiempo de duración del tratamiento será el aconsejado por un profesional. En la
mayoría de los casos, los tiempos oscilan entre los 15 y los 30 minutos. Por último,
la amplitud de la tensión de salida ajustable por P2 deberá adecuarse según la
sensibilidad del paciente y, al igual que en el caso anterior, siguiendo los consejos
de un profesional para no provocar lesiones.
Contraindicaciones
El uso de los electroestimuladores está contraindicado en las siguientes situaciones
o zonas del cuerpo:
Enfermedades graves
Fiebre superior a 38°
Enfermedades infecciosas
Cáncer
Embarazo
Enfermedades cardíacas
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Cabeza
Problemas graves en las articulaciones
Pacientes que deban hacer reposo
Pacientes considerados por el fisioterapeuta profesional no aptos para el uso
de electroestimuladores.
Pero lo voy a poner como nuevo post asi pueden darle un mejor
uso
Este tipo de circuitos es delicado si no se toman las medidas
correspondientes,la idea es un generador de pulsos (oscilador astable) de
corta duración,estos pulso van a un transformador comun de voltaje
colocado en reversa,es decir la salida original del transformador va a la
salida del oscilador (un 555 en este caso) como esta en reversa el
transformador elevará el voltaje en el sentido inverso,es decir si ponemos un
transformador 220/6 voltios en reversa la nueva relacion sera 6/220 es
decir una 40 veces estos pulsos de alto voltaje pero baja corriente son los
que hacen contraer el musculo y es el principio de estos aparados,los
electrodos que pueden ser un par de discos de metal no deben ir
directamente a la piel porque pueden irritar y dejar marcas,generalmente se
le pone una crema a base de agua o se les recubre con pequeñas esponjas
humedecidas como las q recubren los audifonos,este es un circuito
elemental,pruebalo sobre tu brazo para ver las reacciones,pero eso si
NUNCA utilizar un adaptador de voltaje para alimentarlo,solo usarlo con
pilas.
Figura 1.4 Etapa de Potencia del electroestimulador analgésico
Partes:
P1______________4K7 Potentiometro Linear (Controla la
intensidad o amplificadortud del pulso,comenzar de cero e ir
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aumentndo)
R1____________180K 1/4W Resistor
R2______________1K8 1/4W Resistor (Cambiando R2 de 5,6K
ohm a 10K maximo se tienen pulsos mas fuertes)
R3______________2K2 1/4W Resistor
R4____________100R 1/4W Resistor
C1____________100nF 63V Polyester Capacitor
C2____________100΅F 25V Electrolytic Capacitor
D1______________LED Red .
D2___________1N4007 1000V 1A Diodo
Q1,Q2_________BC327 45V 800mA PNP Transistor
IC1____________555 Timer IC
T1_____________220V Primario, 12V Secondario 3 voltos
transformadorrmer
SW1____________SPST Switch (viene con P1)
B1_____________3V Bateria (2 pilas 1.5V AA or AAA en serie)
Aqui hay otra variante , sin utilizar transformadores de voltaje
solo un transformador de salida de audio es decir el transformador
que adapta la salida de los transistores a los parlantes en un
amplificador de audio
Figura 1.5 Etapa de potencia del electroestimulador analgésico
con LM 555
Si es la toma de 4 - 8 ohm de parlantes se obtiene unos 100
voltios pulsantes que cosquillean pero no hacen daño , es
importante recalcar que esto da un voltaje no letal siempre que se
alimente con pilas y se tenga cuidado , el potenciometro en serie
con las placas de salida atenua el voltaje para irlo incrementando
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en intensidad , el potenciometro en serie con la base limitala
corriente de base para tener mayor o menor amplificación.
Fig. 1.6 Diseño completo de un electroestimulador
Las pruebas de funcionalidad se dan en cuanto al armado del circuito, la verificación del funcionamiento correcto con la ayuda del osciloscopio y multímetros, y la prueba del circuito colocando dos electrodos de Ag/AgCl tipo ECG desechables en la posición apropiada en un músculo flexor Biceps o radial de la extremidad superior que se colocará en postura relajada, y realizando la conexión de las salidas del equipo con caimanes, el alumno que lo pruebe estará con los ojos cubiertos y lo que se verificará es el logro de la contracción involuntaria del músculo Biceps o los dedos índice y pulgar de la mano en el caso de que los electrodos estén colocados en el músculo radial.
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 11 PRÁCTICA
2
SIMULADOR DE ECG
Objetivo General: diseñar un simulador de señal de ECG con chips y circuitos electrónicos discretos como diodos, transistores, opams, resistencias y capacitores .
Objetivo particular: Crear un dispositivo simulador de señal ECG funcional, esta señal servirá de base para desarrollar posteriormente prácticas de instrumentación biomédica como un marcapasos por inhibición, y para probar un desfibrilador con cardioversión este simulador deberá ser capaz de presentar señal ECG normal y con arritmias.
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 12 Figura 2.2 señal de ECG con arritmia.
Antecedentes Teóricos
El origen del simulador se debe a sugerencias a través de varios años,de
participantes en talleres de interpretación de arritmias cardíacas. Numerosos
participantes notaron que usando un simulador con un monitor cardíaco era una
manera muy efectiva de aprender las diferentes arritmias del corazón-una
experiencia muy similar a la realidad sin poner en riesgo la salud o la vida de
ningún paciente.
Aunque hay muchos centros hospitalarios que poseen simuladores, la mayoría
del personal de enfermería y paramédicos no tienen acceso a estos costosos
equipos(simuladores entre $3000 y $5000 y los monitores entre $10000 y 20000
dólares).
La red ya tiene numerosos sitios que se dedican a ofertar módulos de textos de
ECG. Recientemente , con la llegada de versiones avanzadas de Flash es que se ha
podido crear un simulador disponible en la red que reúna ciertas condiciones:
-
rápida descarga(menos de 200 K de tamaño)
-
interactividad avanzada sin ficheros de gran tamaño
- utilizable en varias plataformas(Flash está disponible para Windows, Mac y Unix)
-
inclusión de sonido y animación con ficheros pequeños
- utilización de animación antes de una descarga completa de la animación
Estas ventajas junto con las innovaciones en hardware y software de navegadores
permiten la posibilidad de crear un simulador compacto y rápido de descargar
(menos de 95 K de tamaño).
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Pero para mejorar la calidad del aprendizaje del ingeniero Biomédico en esta
sección se propone el desarrollo de un simulador de señales de ECG con circuitos
electrónicos discretos el cual servirá de base para que posteriormente diseñen un
marcapasos, el simulador de señal ECG deberá ser capaz de presentar la señal
normal y con al menos una arritmia cardiaca ventricular.
Se trata de un simulador de señal de electro-cardiograma (latidos del corazón. El
simulador debe ser, de preferencia, a base de diodos, transistores, arreglos de
resistencias y capacitores, amplificadores operacionales y demás elementos por el
estilo.
El período de la señal es de 0.64 ms y se puede dividir a base de monoestables en 3
de 0.08, 1 de 0.24 y 1 de 0.16ms, esto a base del 555 en el modo monoestable
usando el flanco de bajada.
Hay que convertir los pulsos cuadrados del 555 en las formas de onda necesarias
para formar la señal de ECG:
Figura 2.3 Duración Normal de la señal ECG
Esto es la suma de dos medias ondas senoidales para el P y T + una triangular para
el complejo QRS.
La suma la van a hacer con circuitos sumadores y una vez obtenida la onda del ECG
completa se deberá poder variar la frecuencia desde los valores normales a otras
frecuencias para simular Taquicardia, Bradicardia o arritmias cardiacas.
Queremos todos los complejos PQRST necesarios para un registro de ECG de 15
segundos. También se puede utilizar el diseño de la práctica anexa pero sumando
las señales de salida para formar todo el registro ECG es decir: onda P, Complejo
QRS y onda T.
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Figura 2.4 Señal de ECG y escala que se maneja en el papel milimétrico
de registro
La intención es que la suma de todas estas sea la señal de periodo normal de .64ms
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Figura 2.6 Diseño de pista y lista de partes para el diseño de un
simulador ECG
Figura 2.7 Otra propuesta para el diseño de un simulador ECG
haciendo uso de 1 FET y OPAMs
Las pruebas de funcionalidad consisten en la observancia de la forma de onda de la
señal ECG en el osciloscopio, el certificar que se puede variar la frecuencia de la
señal ECG en los límites deseados para simular taquicardia y Bradicardia y paro
cardiaco.
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 16 PRÁCTICA
3
MARCAPASOS POR INHIBICIÓN
MARCAPASOS VENTRICULAR EXCITATORIOObjetivo General: Identificar las características y aplicaciones de los marcapasos cardiacos electrónicos de uso especial.
Objetivo particular: Diseñar y construir un marcapasos ventricular excitatorio (VVTOO) que genere un estímulo controlado en voltaje y cuya frecuencia varíe de 1 a 2 Hz al faltar el complejo QRS del ECG. Aprovechar también el simulador de ECG construido en la práctica anterior para sensar el complejo QRS y generar solo los pulsos faltantes para estimular el ventrículo y normalizar la función cardiaca en las frecuencias cardiacas de 60 a 120 Latidos por minuto. La característica de ser marcapasos por inhibición se da debido a que en caso de que el corazón del paciente pueda “latir por si mismo” el dispositivo detectará este “latido natural” y no estimulará artificialmente el corazón en ese momento favoreciendo así la recuperación real de la salud del paciente.
Figura 3.1 ubicación del marcapasos y posicionamiento de los electrodos en el cuerpo del paciente.
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 17 Figura 3.2 Señal de ECG típica con superposición del momento de
contracción ventricular
Introducción teórica
Un marcapasos es un aparato electrónico generador de impulsos que excitan artificial y rítmicamente el corazón cuando los marcapasos naturales del corazón no pueden mantener el ritmo y la frecuencia adecuados. Además estos dispositivos monitorizan la actividad eléctrica cardiaca espontánea, y según su programación desencadenan impulsos eléctricos o no.
Hyman fue el primero que estimuló el corazón con un generador de impulsos externo (que cargaba manualmente con una manivela) mediante unos cables transtorácicos hasta el corazón, pero fue el Dr. Senning, en 1958, quien inició la estimulación cardiaca con el marcapasos tal como se entiende hoy día, con el generador de estímulos implantado dentro del cuerpo. Las primeras pilas utilizadas fueron de níquel-cadmio, que sustituidas posteriormente por las de mercurio-zinc y finalmente por las de litio, consiguiéndose un tamaño mucho más pequeño
Otro paso muy importante fue la aparición de los circuitos integrados en sustitución de los transistores, que además de reducir el tamaño han permitido la programación del marcapasos desde el exterior. Actualmente los marcapasos son muy sofisticados, incluyendo un microprocesador, permitiendo medir y programar un gran número de parámetros.
FISIOLOGÍA CARDIACA
El corazón tiene un marcapasos fisiológico, el nódulo sinusal, situado en la pared de la aurícula derecha, que genera impulsos eléctricos de forma autónoma. Estos impulsos se transmiten al nodo aurículoventricular y sistema de Purkinge, produciéndose la despolarización de los ventrículos y la contracción muscular de los mismos. Pero cuando este sistema de conducción no funciona bien, puede ser necesaria la colocación de un marcapasos.
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 18 ELEMENTOS BÁSICOS
El marcapasos consta de un generador de impulsos y catéteres con superficies expuestas (electrodos.) El generador tiene una batería cuya función es aportar corriente eléctrica suficiente para la estimulación de las fibras miocárdicas. Actualmente se usan baterías de Litio que permiten mayor duración, confianza y predicibilidad de su agotamiento. Consta también de un oscilador que se encarga de que el estimulo entregado dure intervalos de tiempo breves y a una frecuencia acorde a la programación: Esto se modifica según el sensado; intervalo A- V, etc.
Electrodos epicardicos situados en las aurículas
y ventrículos
Adaptador para la conexión de los hilos conductores al generador del
marcapasos
Conexión del adaptador al generador. En las
clavijas Figura 3.3 ubicación y colocación de los electrodos en el corazón y su fijación
y conexión al marcapasos
Se ha llegado al acuerdo internacional de identificar el tipo de marcapasos con la siguiente nomenclatura: I CAMARA ESTIMULADA II CAMARA SENSADA III RESPUESTA SENSADO IV PROGRAMACION RESPUESTA FRECUENCIA V FUNCION ANTITAQUICARDIA 0 0 0 0 0 A A I R P V V T P S D D D(I+D) M D(P+S) S S C
Figura 3.4 Clasificación de la NASPE y de la BPEG para clasificar los marcapasos. NASPE : North American Society of Pacing and Electrophisiology
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Fuentes de energía y tipos de baterías para los marcapasos
La batería de mercurio- zinc fue desarrollada en 1947, y se implanto por primera vez en 1960 tenia una duración superior a la de níquel aluminio recargable que en la práctica solo alcanzaba los dos años de edad y tenía problemas de fallos prematuros debido a suelectrolito líquido corrosivo teniéndose que cargar semanalmente.
Un desarrollo posterior introdujo la batería nuclear, con una vida media estimada de 25-30 años de edad. Se implanto en Francia por primera vez en 1970. Aunque estos marcapasos tienen una tasa de supervivencia acumulada más alta de entre todas las fuentes de energía se ha limitado su uso. Los problemas principales son:
1. Posibles lesiones por radiaciones, tanto en el paciente como en otras personal 2. Posibilidad de contaminación radioactiva si se rompieran las capsulas selladas
herméticamente.
Las baterías a base de Litio, son las que se utilizan hoy de forma general pareciendo ser las de mas larga vida las de litio-sulfuro cuprico.
En el tema de protección de los circuitos se han probado diversas opciones finalmente la triunfadora ha sido la carcasa de titanio por las siguientes cualidades durabilidad,
protección vs corrosión, menos riesgo de rechazo del paciente.
La conexión de los electrodos también se ha desarrollado con el tiempo para evitar fugas y roturas de los mismos en las conexiones con el generador.
Figura 3.5 Algunos tipos de marcapasos y sus cubiertas para evitar rechazo, a base de Epoxi, acero inoxidable y titanio. Iconografía: St. Jude Medical
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 20 Figura 3.6 Elementos y partes componentes de un marcapasos comercial .
Iconografía: St. Jude Medical
Figura 3.7 dispositivo de marcapasos moderno con conexión de cables . Iconografía: St. Jude Medical
El circuito básico de un generador consta de : 1. Amplificador de sensado
2. Circuito lógico
3. Circuito de comunicación , conectado con el anterior
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 21 Figura 3.7 Diagrama a bloques de un marcapasos . Iconografía: St. Jude Medical
El Amplificador de sensado consta de protección contra desfibrilacion, filtros, amplificadores y comparador.
La señal de entrada por el amplificador de sensado llega al circuito lógico, compuesto por osciladores, controlador y marcapasos, estando conectado el controlador al circuito de comunicación. El Circuito de comunicación lleva un sistema de telemetría que le permite la variación a través del mismo de los parámetros del marcapasos como puede apreciarse en las figuras adjuntas.
Figura 3.8 Descripción de partes del amplificador de sensado de un
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 22 Figura 3.9 Diagrama a bloques del circuito de salida de un marcapasos . Iconografía: St. Jude Medical
Figura 3.10 Diagrama a bloques del circuito de comunicación de un marcapasos. . Iconografía: St. Jude Medical
Se ha creado todo una terminología en el caso de los marcapasos para definir sus distintas funciones tanto de sensado como de activación y es un vocabulario que precisamos conocer.
UMBRAL : Amplitud mínima del estimulo con una determinada anchura del impulso necesaria para conseguir la despolarización miocárdica ( es decir, la captura) fuera del periodo refractario del corazón.
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 23 IMPEDANCIA : Suma de todas las fuerzas que se oponen al flujo de corriente en un circuito eléctrico. En los marcapasos esta determinada por la resistencia de las derivaciones, del tejido entre los electrodos y de las interfases electrodos – tejidos.
DETECCION : Amplitud pico a pico (en mV) de la señal intracardiaca, P o R.
RAPIDEZ DE CAMBIO : Cambio del voltaje del Electrograma intracardiaco a lo largo del tiempo (dv/dt)
SENSIBILIDAD :Nivel en mV que debe de superar un electrograma intracavitario para ser detectado por el marcapasos.
HISTERESIS DE FRECUENCIA : Retraso del comienzo de la activacion ventricular para conservar la activacion y la contracción fisiológicas normales.
HISTERESIS AV : Búsqueda automática de eventos ventriculares espontáneos durante un intervalo AV prolongado. Si hay sucesos ventriculares espontáneos, el intervalo AV permanece prolongado para conservar la conducción AV intrínseca.
Detector de pulsos faltantes con el timer 555
Figura 3.11 Sugerencia para el diseño en el laboratorio de Bioinstrumentación III con un missing pulse detector o detector de pulsos faltantes realizado con un Timer 555.
De aquí hay que conectar a otro astable (si se desea que funcione de forma automática al faltar la señal ECG, o a un monoastable para dar pulsos aislados ante pulsos ECG faltantes.
Aquí entra la señal de un
comparador de OPAM polarizado a 5 Vdc en el que en una de sus patas se conecta la señal ECG (del paciente o del simulador ECG) y en otra un voltaje de referencia que cruce a la altura de la R, de la señal ECG.
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Este circuito detecta la falta o pérdida de uno o más de los pulsos de un tren continuo de ellos aplicado a su entrada . El principal componente de este circuito es el temporizador 555 . En este circuito se configura como un monostable , es decir, un circuito que a la salida dá un solo pulso en alta cada vez que se le dispara a través de una bajada en su pin 2. Cada vez que un pulso de bajada llega a la pata 2 del temporizador 555 este se dispara para dar en la salida un solo pulso alto en el pin 3. El ancho de pulso se define por los valores de la resistencia R2 y el condensador C1 de acuerdo a la bien conocida fórmula T =1.1 RC. R2 y C1 deben elegirse de tal manera que el ancho de pulso de salida en la pata 3 sea ligeramente mayor que el tiempo que hay entre cada pulso de entrada. Si la llegada de los pulsos al pin 2 es continua , la salida nunca podrá terminar un pulso único , es decir no tendrá tiempo de "bajar" permaneciendo siempre en alta. Se debe poner un led con su resistencia para observar este efecto. Esto se debe a que el temporizador 555 siempre será redisparado por las bajadas de los pulsos entrantes y el condensador C1 siempre se descargará a través del transistor Q1 cada vez que un nuevo pulso de entrada llegue. Como tal, la salida de la pata 3 del 555 siempre será 'alta' . Sin embargo, la falta de un pulso en la entrada permitirá que la pata 3 termine la salida de un pulso programado por R2 y C1 no importa si el siguiente pulso entrante lo vuelve a redisparar, significa que va a cambiar su estado de 'alta' a 'baja' después que el ancho de pulso se ha alcanzado , con esto ya se obtuvo un pulso negativo (bajada) que puede usarse para activar una alarma o disparar otro monostable 555 que nos conecte una sirena el tiempo que programemos ,esta será nuestra alarma.
El detector de pulsos faltantes hay que programarlo en la práctica de acuerdo a la frecuencia de pulsos que entran , moviendo el potenciómetro para que el pulso de salida del monoastable sea solo un poco mayor al período de las ondas cuadradas entrantes , es fácil hacerlo en osciloscopio , de lo contrario hay que echar mano a nuestros cálculos aritméticos , recordar que el período de un tren de ondas es el inverso de su frecuencia T=1/f para con esto calcular el tiempo del monoastable e ir ajustando poco a poco hasta que la salida siempre este en alta , poniendo un led con su resistencia para monitorear la salida, el funcionamiento se prueba interrumpiendo momentáneamente los pulsos de entrada , el led debe apagarse y se vuelve a prender cuando los pulsos regresan , funciona bien con entradas cableadas. Para hacer un enlace óptico mediante laser o infrarrojo hay que tener en consideración que los pulsos que llegan al fototransistor o a la fotoresistencia llegan distorsionados, muchas veces con un nivel no digital , hay que conformarlos o "cuadrarlos" nuevamente con comparadores o Schmitt trigger para recuperar la réplica de la onda transmitida , es un trabajo más complejo que hacerlo con línea cableada.
Las pruebas de funcionalidad consisten en la obtención de los pulsos del marcapasos superpuestos y sumados con la señal de ECG del simulador para verificar su funcionamiento y sincronización adecuada en los casos de paro cardiaco, taquicardia, bradicardia y arrtimias.
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 25 PRÁCTICA 4
BOMBA DE CIRCULACIÓN
CONTROL DE FLUJO PARA BOMBA PERISTÁLTICA
Figura 4.1 Bomba peristáltica con motor D.C.
OBJETIVO: Controlar el flujo o gasto de una bomba peristáltica pequeña con motor de D.C. al menos en 3 flujos distintos.
Material Necesario:
Conseguir una pequeña bomba peristáltica dosificadora pequeña controlada por motor de D.C. a 12 Volts o menos en el centro en las calles de Victoria en el Centro Histórico de México,D.F. o en las casas donde venden peces y acuarios pequeños, se requiere una por equipo de laboratorio para realizar una práctica de control de flujo.
Tubería o manguera del tipo necesario para la bomba peristáltica, una probeta graduada y un cronómetro.
Circuitos Integrados, Resistencias, capacitores, potenciómetros, (al gusto según el diseño seleccionado), Timers 555, conversores de F/V LM2907,
Introducción Teórica
Una bomba peristáltica es un tipo de bomba de desplazamiento positivo usada para bombear una variedad de fluidos. El fluido es contenido dentro de un tubo flexible empotrado dentro de una cubierta circular de la bomba (aunque se han hecho bombas peristálticas lineales). Un rotor con un número de 'rodillos', 'zapatas' o 'limpiadores' unidos a la circunferencia externa comprimen el tubo flexible. Mientras que el rotor da vuelta, la parte del tubo bajo compresión se cierra (o se ocluye) forzando, de esta manera, el fluido a ser bombeado para moverse a través del tubo. Adicionalmente, mientras el tubo se vuelve a
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 26 abrir a su estado natural después del paso de la leva ('restitución'), el flujo del fluido es inducido a la bomba. Este proceso es llamado peristalsis y es usado en muchos sistemas biológicos como el aparato digestivo.
Usos típicos de Bombas peristálticas • Máquinas de diálisis
• Máquinas de bombas para bypass de corazón abierto • Bombas de infusión de sueros
• Fabricación de alimentos • Dispensar de bebidas • Producción farmacéutica • Lodo de aguas residuales
• Fuentes y cascadas decorativas de mesa (éstas son las que se pueden conseguir en el centro en la Calle de Victoria, hay que comprar una pequeña controlada por motor D.C. a 12 Volts o menos)
• Sistemas de inyección de tinta de las impresoras.
Aplicaciones médicas del diseño
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 27 Figura 4.3 Máquina de circulación extracorpórea (máquina
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Fig. 4.4 . Circuíto de hemofiltración modificada
Figura 4.5 Extracorporeal membrane Oxygenation ECMO
utilizada
Más en pacientes neonatos y Pediátricos.
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 29 Figura 4.6 Máquina corazón pulmón de circulación extracorpórea La bomba de rodillo, rotatorias o peristálticas diseñadas por De Bakey para uso en máquinas de circulación extracorpórea y en Hemodiálisis son las más utilizadas. En los últimos 30 años las bombas de rodillo han sido las más comúnmente utilizadas para by pass cardiopulmonar. La bomba consiste en una serie de tubos localizados en la parte interna de una superficie curva. La superficie curva se encuentra en el perímetro externo de unos rodillos ubicados en los extremos de dos brazos rotatorios (normalmente 2 ubicados a 180º entre ellos). El sistema se organiza de forma que un rodillo comprima el tubo en todo momento. El flujo sanguíneo es inducido por la compresión sobre el tubo, presionando así la sangre hacia delante de los rodillos. La rata de flujo depende del tamaño del tubo, la longitud del circuito, la frecuencia de rotación de la bomba (revoluciones por minuto). Existen tablas de calibración que deben ser revisadas constantemente para asegurar el correcto flujo de la bomba. El grado de oclusión dado por los rodillos debe ser ajustado para evitar la hemolisis (destrucción de los glóbulos rojos y otras células sanguíneas) . La compresión excesiva agrava la hemólisis y el desgaste de los tubos, muy poca oclusión produce igualmente hemólisis, pero peor aún compromete el gasto cardiaco. La mayoría de cirujanos cree que la menor hemólisis aparece cuando los rodillos se encuentran levemente no oclusivos.
Un problema fisiológico que surge a menudo es el de la importancia del flujo pulsátil de la circulación normal. Según datos experimentales, para largos periodos de tiempo el flujo pulsátil es importante, pero para cirugías de 1 a 4 horas no presenta mayor problema. El aumento del tono vasomotor que tiene lugar durante la circulación extracorpórea puede ser una respuesta fisiológica al riego no pulsátil.[14] Por este motivo se han diseñado algunos métodos para lograr el flujo pulsátil. Aunque no es del tema de esta revisión las bombas de contrapulsación intraaorticas, y las bombas hidráulicas o neumáticas de tipo ventricular son algunos ejemplos.
Al controlar la velocidad del motor de D.C. se puede controlar el flujo o gasto de la bomba en varios valores, para fines de esta práctica sólo deberá ser en tres valores distintos.
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 30 Figura 4.7 Componentes de una bomba peristáltica o rotatoria
CONTROL DE MOTORES SÍNCRONOS
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 31 Figura 4.9 : A la izquierda se observan varios modelos de Motores de D.C. a la derecha se observa un motor de D.C. conectado a un sistema de engranes lo
que sirve para reducir la frecuencia (RPM) y aumentar el torque o fuerza.
Los motores síncronos son usados como servo-controladores en aplicaciones
como equipos periféricos de computadoras, robóticos y como controladores de
velocidad ajustables en una variedad de aplicaciones como: bombas de carga
proporcional, grandes abanicos y compresores. En aplicaciones de baja potencia
hasta unos cuantos kilowatts, son usados motores sincrónicos de imán permanente
(ver Figura 1). Estos motores son a menudo referidos como motores de "DC sin
brocha" o motores conmutados electrónicamente. A continuación aparece un
sistema de control de velocidad de circuito cerrado para un motor de D.C.
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 32 Figura 4.11 Sistema de Control de motor de CC en lazo cerrado
El sistema de control de velocidad de un motor de D.C. de lazo cerrado también
conocido como servomotor por el lazo de retroalimentación de posición, aquí se
requiere de sensar la velocidad del motor con un tacómetro, convertir de frecuencia
a voltaje la señal y retroalimentarlo a la entrada del sistema. El sensado de la
velocidad se puede hacer montando un disco negro con una o varias ranuras o
hendiduras al eje del motor y fijando un optoacoplador para convertir la velocidad
en una serie de pulsos de cierta frecuencia, luego se convierte la frecuencia a voltaje
con un convertidor de F/V comercial y se retroalimenta a la entrada de forma
negativa y se suma o diferencia en la entrada. Este tipo de servomecanismos es
controlado por frecuencia y si se quiere más torque hay que agregar
transformadores de engranes.
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 33 Figura 4.12 servomotor comercial Servo HITEC con accesorios Se controlan a través de tres cables, dos son para voltaje y tierra y el tercero para una señal de posición de control que es un pulso. Una posición central sería un pulso de 1.5 milisegundos, que es enviado 50 veces por segundo al motor (cada 20 millisegundos). Un pulso de 1 ms rotará el eje totalmente a la izquierda y un pulso de 2 ms rotará totalmente el eje a la derecha. Cualquier valor intermedio hará posicionar el eje entre los +-/90 grados, con respecto al centro (1.5 ms) como siempre es una aproximación dependiente del Hardware y toca probar el rango mínimo y máximo del servo y los pulsos.
La alimentación del servo debe ser de 4 a 6 voltios y debe estar separada a la del microcontrolador y por lo menos debería tener una capacidad de 1 amperio, si se utiliza un regulador de voltaje con suficiente capacidad se puede conectar a la misma fuente de alimentación que el microcontrolador.
Figura 4.13 Este otro circuito sirve para controlar la velocidad del motor con un sistema de control de ancho de pulso (Pulse Width Meter=PWM), el ajuste de la velocidad se hace con el pot de 100K. Este sistema de control es de lazo abierto (no retroalimentado).
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Este circuito sirve para controlar la velocidad de un motor de D.C de 12 Volts por ancho de pulso, es mejor hacerlo con este tipo de circuito en vez de utilizar una fuente de D.C. variable porque si lo haces así, conforme vayas disminuyendo el voltaje perderás Torque o fuerza, en este circuito se debe modificar el Mosfet tipo IRF830, sustituyéndolo por uno IRFZ44 que puede manejar perfectamente de 20 a 30 Amperes (con un disipador de calor de aluminio y grasa disipadora de calor), y el potenciómetro de 100 K, que sirve para regular la velocidad lo puedes comprar de tipo líneal o multivuelta para mayor precisión.
Figura 4.14 Circuito para control de velocidad de un motor por PWM pulse width modulation o modulación de ancho de pulso. Iconografía
http://usuarios.lycos.es/cefimees.
Este otro circuito permite el control de velocidad de un motor DC, la alimentacion
"V" puede ser dependiendo del motor a utilizar,cabe mencionar que para motores
mas grandes se debe tener en cuenta corriente,voltaje,potencia, etc. En este caso se
utiliza un circuito a base de Flip/Flop RS.
También se puede diseñar un PWM con un microcontrolador PIC 16F084 o
superior, pero hay que trabajar en el acondicionamiento de la señal de salida para
darle la potencia necesaria para controlar la velocidad del motor sin perder Torque.
Las pruebas de funcionalidad se realizan mostrando el funcionamiento de la bomba
peristáltica y el control electrónico para manejar y controlar flujo de líquidos (agua
con sabor de Jamaica o cereza), haciéndolo circular a través de tuberías flexibles
desde un recipiente hasta otro graduado (por ejemplo una probeta de laboratorio)
y cronometrando el tiempo para calcular el flujo o gasto al menos en tres niveles,
bajo, medio y alto. Con la tubería purgada (ausente de burbujas de aire).
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 35 PRÁCTICA 5
DESFIBRILADOR CARDIACO DE DESCARGA CAPACITIVA DE ONDA SENOIDAL AMORTIGUADA CON CARDIOVERSIÓN
Figuras 5.1 a) paciente sometido a RCP con ayuda de un desfibrilador, b) dibujo acerca del funcionamiento de un desfibrilador
Objetivo General: Identificar y explicar las características y aplicaciones de los estimuladores de propósito general y de uso especial para ayudar a recuperar el músculo cardiaco.
Objetivo Particular: Diseñar y construir una fuente para cargar un capacitor de desfibrilador el cual sea capaz de desarrollar una energía de 20 Joules en un máximo de 30 segundos, el desfibrilador deberá ser con cardioversor (sincronizado con la señal ECG que obtendrán del simulador de ECG diseñado previamente.
Introducción Teórica:
Una de las técnicas de RCP (resucitación cardiopulmonar) consiste en la intubación endotraqueal del paciente y la asistencia respiratoria mediante el uso de un ambú, pero para lograr la resucitación cardiaca de un paciente que tiene problemas de fibrilación cardiaca (aurícular o ventricular) es necesario utilizar un desfibrilador cardiaco para
(a)
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 36 aplicar una descarga eléctrica intensa a través del corazón y restablecer el ritmo cardiaco normal.
La fibrilación ventricular es una arritmia letal que resulta de la contracción incoordinada de las fibras ventriculares. Al perderse la acción conjunta de dichas fibras, no se logra el efecto de bombeo de sangre hacia el organismo. La actividad eléctrica registrada es caótica, y en la señal de ECG no se pueden distinguir los complejos QRS. Para revertir esta situación se puede aplicar una descarga eléctrica intensa a través del corazón, proceso conocido como desfibrilación, lo cual provoca una despolarización simultánea de una masa crítica de fibras musculares cardiacas.
Figura 5.2 Cadena de supervivencia de un paciente
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 37 Figura 5.4 ECG representando las patologías de Taquicardia y Fibrilación
ventricular
(a) (b)
Figuras 5.5 a y b muestran la colocación correcta de los electrodos o paletas para pasar la corriente de un desfibrilador en un simulador y en un paciente real.
Figura 5.6 El desfibrilador y la posición correcta para colocar los electrodos o paletas para realizar una desfibrilación.
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 38 Figura 5.7 Ubicación correcta de los electrodos para realizar una
desfibrilación.
Entre un 75 y 90% de la masa de las fibras responderán simultáneamente a esta activación forzada. Cuando regresen al estado de reposo estarán en condiciones de responder al marcapasos natural (nodo S-A), restaurándose el sincronismo y el bombeo de la sangre.
El choque de corriente continua sobre el corazón provoca la despolarización
simultánea de todas las células miocárdicas, que provocan una pausa para la
repolarización; y posteriormente, si ha tenido éxito, el corazón retoma el rítmo
eléctrico normal, con la despolarización y contracción muscular, primero de las
aurículas
y posteriormente de los ventrículos. El éxito del tratamiento depende
tanto de la
patología
subyaciente, como de la densidad de corriente que se alcanza
en el miocardio.
Cardioversión
Las aurículas también pueden fibrilar, pero esta situación no representa una arritmia letal como ocurre con la fibrilación ventricular. La acción incorrdinada de las fibras auriculares hace que se pierda el bombeo de las aurículas hacia los ventrículos, disminuyendo la precarga y, consecuentemente, el rendimiento cardiaco, siendo éste alrededor de un 20% menor. La fibrilación auricular se puede revertir a través de medicación o aplicando una descarga eléctrica (desfibrilación) en una parte determinada del ciclo cardiaco. El proceso de desfibrilación auricular se denomina cardioversión. La descarga de energía se debe hacer luego del complejo QRS y antes de la onda T, de la señal de ECG, específicamente en el segmento ST y deberá iniciar después de detectar la onda R. Una descarga sobre la onda T puede desencadenar una fibrilación ventricular.
La cardioversión se utilizó por primera vez en humanos por Zoll et al. en los años 50 para el tratamiento de la fibrilación auricular mediante choques de corriente alterna, que frecuentemente inducían Fibrilación Ventricular. Poco después Lown et al. reduce drásticamente esta complicación al realizarlo con corriente continua. Posteriormente estas
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 39 desaparecerían al introducir la sincronización con la onda R del electrocardiograma (ECG), es decir emitir la descarga con la despolarización de los ventrículos, evitando hacerlo en la repolarización ventricular, la onda T del electrocardiograma.
La descarga eléctrica se puede aplicar sobre la superficie del torax, mediante paletas de desfibrilación o parches adhesivos (electrodos), o directamente sobre el músculo cardiaco, a través de paletas internas (en cirugías).
Figura 5.8 ECG normal y significado de c/u de las formas de onda P, QRS, T , los intervalos y los segmentos.
Figura 5.9 ECG con fibrilación auricular, que recibe un shock de desfibrilador con cardioversión sincronizado con la onda R del electrocardiograma (ECG),
y después recupera su ritmo normal ECG.
La descarga eléctrica se puede aplicar sobre la superficie del tórax, mediante paletas de desfibrilación o parches adhesivos (electrodos), o directamente sobre el músculo cardiaco, a través de paletas internas (en cirugías).
Se ha normalizado que la descarga a aplicar en el paciente se mida en niveles de energía eléctrica, donde su unidad es el Joule (J). La energía almacenada en un capacitor se puede calcular como:
E= ½ x C x V2 (5.1)
Ecuación 5.1 Energía almacenada en un capacitorCuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III
Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 40 En la ecuación anterior se observa que la energía es directamente proporcional al cuadrado de la tensión. Los desfibriladores utilizan capacitores fijos, por lo tanto el valor de C de la ecuación (1) es constante. Entonces, para obtener distintos valores de energía, se d3ebe modificar la tensión con que se carga el capacitor. Si bien el valor de los capacitores difiere de acuerdo a la marca del equipo, un valor estándar es de 32 microfarads.
Tambien se encuentra especificado que la energía a entregar por el desfibrilador de descarga capacitiva debe ser como máximo de 360 J para paletas externas y 50 J para paletas internas.
Despejando V de la Ecuación (5. 1) , podemos calcular los valores de tensión con que se debe cargar un capacitor de 32 microfaradios para obtener una energía de 360 J o 50 J.
V= ((2 xE)/C) ½ (5.2)
Para paletas externas (Emax = 360 J) ; Vmax = 4743 V Para paletas internas (Emax = 50 J) ; Vmax = 1768 V.
La corriente pico que recibe el paciente puede alcanzar los 90 A cuando la energía almacenada es 360 J. Normalmente la duración de la descarga es de 3 a 9 ms. La carga del desfibrilador a su nivel máximo de energía debe durar de 5 a 15 seg.
Nota: Aquí los alumnos deberán hacer los cálculos para el que diseñarán de 20 J, y anexarlos a su reporte.
(a) (b)
Figuras 5.10 (a) monitoreo de arritmias cardiacas, (b) corrección de arritmia cardiaca después de desfibrilación.
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 41 Figura 5.11 Sistema de conducción eléctrica normal del corazón en el ritmo
sinusal normal y focos ectópicos auriculares causantes de la fibrilación auricular
(a) (b)
Figuras 5.12 (a) Doctor aplicando desfibrilación externa con cardioversión a un paciente, (b) Desfibrilador cardioversor interno implantado en el paciente como si fuera un marcapasos.
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Tipos de aparatos de desfibrilación
Figura 5.13 Partes de un desfibrilador externo
Los aparatos de desfibrilación cardiaca se clasifican según la vía de acceso en dos tipos: a)Desfibrilador externo y b) Desfibrilador interno. Los aparatos de desfibrilación cardiaca se clasifican también según el tipo de energía en: c) Monofásicos y d) Bifásicos.
a) Desfibrilador externo:
es aquel desfibrilador en el que La energía se administra con unas palas o electrodos colocados en el tórax, en la superficie cutánea. De estos existen dos tipos:1. Desfibrilador-cardioversor manual o convencional. Es el utilizado por los equipos médicos. En el se visualiza en una pantalla una tira de ritmo del electrocardiograma y el médico decide la intensidad y si se sincroniza la descarga con la onda R. En caso de no sincronizar se estaría realizando una desfibrilación y si se sincroniza una cardioversión.
2. Desfibrilador externo automático (DEA) que puede ser semi-automático(DESA) si el aparato detecta la arritmia y avisa al operador para que libere la energía o completamente automático si no requiere la intervención del operador para liberar la energía.
Figura 5. 14 Posición correcta para la colocación de las paletas y/o parches de electrodos de un desfibrilador externo.
Cuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III
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b)
Desfibrilador interno: es aquel en el que la energía se administra desde el
endocardio
, mediante cables-electrodos. Se precisa mucha menor cantidad de
energía. Existe un sólo tipo:
c)
desfibrilador automático implantable
(DAI): en que el generador está
implantado en el tejido subcutáneo con cables-electrodos generalmente
situados en las cavidades cardíacas derechas. Los modelos actuales son de onda
bifásica. Se colocan en pacientes con especial riesgo de presentar una
fibrilación ventricular.
Figura 5.15 implante de un desfibrilador automático interno
Figura 5.16 Estructura de un desfibrilador cardiaco interno
implantable
d)
Desfibriladores Monofásicos: Son los empleados hasta ahora, y aunque son los más utilizados en la actualidad se han dejado de fabricar. Descargan corriente unipolar, es decir una sola dirección del flujo de corriente. La dosis habitualmente empleada en una desfibrilación con este aparato es de 360 julios. Dentro de este grupo existen dos formas de ondas: lCuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III
Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 44 1. La monofásica amortiguada sinusoidal en el que el flujo de corriente vuelve a
cero gradualmente y
2. la monofásica truncada exponencial en el que es terminada electrónicamente antes de que el flujo de corriente alcance el cero.
Figura 5.17 Tipos de forma de ondas generadas por un desfibrilador
e)
Desfibriladores Bifásicos: Son los que descargan corriente que fluye en unadirección positiva durante un tiempo determinado antes de revertirse y fluir en dirección negativa durante los restantes milisegundos de la descarga. Son más eficaces, precisando aproximadamente la mitad de energía que los monofásicos. En el frontal del aparato debería mostrar el rango de dosis efectiva. Si se desconoce se utilizará 200 julios. Generalmente se utilizan de 2 a 4 Julios/Kg para adulto en el caso de desfibrilación. Y de 0,5 a 1 J/Kg en caso de Cardioversión.
Este grupo tiene dos principales formas de onda: 1. bifásica truncada exponencial y la 2. bifásica rectilínea.
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Corriente de Desfibrilación e Impedancia Transtorácica
La preparación de la superficie de la piel y una correcta colocación de los
electrodos, son factores preponderantes para lograr una desfibrilación efectiva.
Además de esto, se requiere que una cantidad suficiente de corriente (corriente de
desfibrilación) sea liberada al músculo cardiaco.
Diversos factores inciden sobre la cantidad de corriente que será necesaria para
desfibrilar, por ejemplo, la forma y tamaño del cuerpo, ciertos medicamentos que el
paciente haya consumido, la ubicación de los electrodos, etc.
La corriente de desfibrilación se ve afectada por la impedancia transtorácica, que
es la resistencia que ofrecen las estructuras torácicas al paso de la corriente. Esta
impedancia depende a su vez de la superficie de la piel, la presencia de vellosidad,
grasa, huesos, aire de los pulmones, y de la colocación de los electrodos de
desfibrilación. Como consecuencia, los niveles de impedancia y la cantidad de
corriente necesaria para desfibrilar varían según la persona. Un valor elevado de
impedancia transtorácica se puede contrarrestar con una mayor intensidad de la
descarga, aumentando la fuerza que se le aplica sobre los electrodos, y usando un
gel conductivo entre la piel y el electrodo.
Contraindicaciones
No es eficaz, y no se debe utilizar, en caso de paro cardiorrespiratorio cuando cursa
con asistolia, es decir cuando no hay actividad eléctrica, ni bombeo sanguíneo. En
el ECG aparce una línea isoeléctrica, plana. Ni tampoco en el caso de Actividad
Eléctrica Sin pulso (AESP) que antes se denominaba disociación electromecánica,
en el que hay cualquier actividad eléctrica que en teoría puede ser eficaz, pero no
hay bombeo sanguíneo. En el ECG aparece cualquier transmisión eléctrica en el
corazón, incluida una imagen normal. Estos dos casos es preciso tratar la causa
subyaciente para poder conseguir salvar al paciente y aun así con posibilades muy
escasas, sobre todo en el caso de la asistolia. Diseños de circuitos electrónicos para
desfibriladores cardiacos:
Figura 5.19 Diagrama básico de un desfibrilador externo de onda senoidal amortiguada
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 46 Figuras 5.20 (a) Diagrama básico de un desfibrilador externo
Cuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III
Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 47 Figura 5.21 Diagrama a Bloques de un desfibrilador cardiaco de Texas
Instruments
Figura 5.22 Mecanismo de acción de un desfibrilador externo de paletas.
Cuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III
Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 48 Figura 5.24 Etapa analógica de un desfibrilador
Cuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III
Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 49 Figura 5.29 Circuito básico de un desfibrilador de descarga capacitiva con cardioversión como aparece en el texto Electromedicina de Pablo A. Danerí. Observaciones: Por razones de economía para los alumnos, así como por su seguridad durante la práctica se omitirá el uso del Transformador elevador, pero los alumnos deberán mostrar los cálculos y la forma de onda de desfibrilación en las terminales que van a las paletas externas en el momento oportuno de la señal de ECG del simulador, sincronizada por la cardioversión.
Las pruebas de funcionamiento se realizan con el diseño del circuito de la figura 5.29, colocando el simulador ECG en lugar del paciente, obteniendo la onda senoidal amortiguada tipo Edmark de 200 Voltios (que se verificará en el osciloscopio) y después los pulsos del desfibrilador sincronizados con la señal de ECG para la cardioversión al introducir la sincronización con la onda R del electrocardiograma (ECG), es decir emitir la descarga con la despolarización de los ventrículos, evitando hacerlo en la repolarización ventricular, la onda T del electrocardiograma porque ahí podría provocar fibrilación ventricular lo que sería ‘mortal’ para un paciente real. Dado que se está utilizando un simulador de ECG y no un paciente real y lo que interesa es ver la sincronía de la forma de onda en el osciloscopio, además de prevenir riesgos a los alumnos no se hará uso de los autotransformadores y transformadores para incrementar la potencia y energía de la señal de salida.
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Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 50 PRÁCTICA 6
ELECTROCAUTERIO MONOPOLAR
Objetivo General: Integrar los criterios de aplicación del electrocauterio, como instrumento del área de quirófanos.
Objetivo Particular: Generar las formas de onda necesarias para las funciones de un electrocauterio que pueda: cortar, coagular y realizar la mezcla (Blend). Tomando como base una frecuencia portadora de 1 MHz y como segunda frecuencia o de modulación una de 500 KHz. El generador de radiofrecuencia deberá realizarse con osciladores activos implementados con OPAM’s, resistencias, bobinas y capacitores o bien con cristales piezoeléctricos osciladores y se deberán entregar los diseños y cálculos correspondientes, para simplificar ésta práctica no es necesario agregar el amplificador de potencia del electrocauterio monopolar ESU, bastará con mostrar las formas de onda para corte, coagulación y mezclas en el rango RF.
Figura 6.1 Fotografía de un electrocauterio comercial para uso monopolar y bipolar
