MÓDULO DIDÁCTICO PARA PRUEBAS DE ELECTROCARDIOGRAFÍA

CAMILO ANDRÉS LÓPEZ COGUA

UNIVERSIDAD DISTRITAL FRANCISCO JOSÉ DE CALDAS FACULTAD TECNOLÓGICA INGENIERÍA EN CONTROL

BOGOTÁ 2018

MÓDULO DIDÁCTICO PARA PRUEBAS DE ELECTROCARDIOGRAFÍA

CAMILO ANDRÉS LÓPEZ COGUA

TRABAJO DE GRADO PARA OPTAR POR EL TÍTULO DE INGENIERO EN CONTROL

DIRECTOR ING. ALDEMAR FONSECA VELÁSQUEZ

UNIVERSIDAD DISTRITAL FRANCISCO JOSÉ DE CALDAS FACULTAD TECNOLÓGICA INGENIERÍA EN CONTROL

BOGOTÁ 2018

Nota de aceptación

__________________________________________________ __________________________________________________ __________________________________________________ __________________________________________________ __________________________________________________ __________________________________________________ __________________________________________________ __________________________________________________ __________________________________________________ __________________________________________________

______________________________________ Tutor

______________________________________ Jurado 1

______________________________________ Jurado 2

TABLA DE CONTENIDO

1. INTRODUCCIÓN ........................................................................................ 11

1.1. Planteamiento del problema .................................................................... 11

1.2. Justificación .............................................................................................. 12

1.3. Objetivos ................................................................................................... 13 1.3.1. Objetivo general ...................................................................................... 13 1.3.2. Objetivos específicos .............................................................................. 13

2. MARCO DE REFERENCIA ........................................................................ 13

2.1. Estado del arte .......................................................................................... 13

2.2. Marco teórico ............................................................................................ 16 2.2.1. Anatomía del corazón .......................................................................... 16

2.2.1.1. Potencial de acción cardíaco......................................................... 17 2.2.1.2. Sistema de conducción del corazón .............................................. 20 2.2.1.3. El ciclo cardíaco ............................................................................ 23

2.2.2. La Electrocardiografía .......................................................................... 24 2.2.2.1. Descripción de la Señal ECG ........................................................ 25 2.2.2.2. Derivaciones del ECG ................................................................... 27 2.2.2.3. Electrodos ..................................................................................... 30

2.2.3. Amplificador de Instrumentación .......................................................... 31 2.2.4. Filtrado Analógico ................................................................................ 32 2.2.5. PSoC 5 LP ........................................................................................... 34 2.2.6. Interfaz Hombre – Máquina ................................................................. 35 2.2.7. LabVIEW .............................................................................................. 36

3. METODOLOGÍA E IMPLEMENTACIÓN .................................................... 36

3.1. Componentes utilizados para adquirir las señales ............................... 37 3.1.1. Alimentación ........................................................................................ 37 3.1.2. Electrodos ............................................................................................ 38 3.1.3. Cables para electrodos ........................................................................ 38

3.2. Adquisición y acondicionamiento analógico de las Señales Electrocardiográficas .......................................................................................... 39

3.2.1. Aislamiento eléctrico del paciente ........................................................ 39 3.2.2. Circuito de la Red de Wilson y electrodo de la pierna derecha ............ 39 3.2.3. Preamplificación de la señal Bioeléctrica ............................................. 41 3.2.4. Filtrado analógico ................................................................................. 42

3.2.4.1. Filtro pasa bajos ............................................................................ 43 3.2.4.2. Filtro pasa altos ............................................................................. 43

3.2.4.3. Filtro Rechaza banda .................................................................... 44 3.2.5. Amplificación Final ............................................................................... 45 3.2.6. Sumador para el acondicionamiento para la etapa digital ................... 46

3.3. Digitalización y Procesamiento de las Señales Electrocardiográficas 47 3.3.1. Conversor Análogo Digital ...................................................................... 47 3.3.2. Detección del Complejo QRS y cálculo de la frecuencia cardíaca .......... 48 3.3.3. Envío de Datos a través del Puerto Serie ............................................... 49

3.4. Visualización de las señales ECG ........................................................... 50 3.4.1. Lectura de datos del puerto serie ............................................................ 50 3.4.2. Separación de datos por canal y gráficas de las Derivaciones del ECG. 51 3.4.3. Almacenamiento de las imágenes de las derivaciones ........................... 53 3.4.4. Interfaz de Usuario .................................................................................. 54

4. PRUEBAS Y ANÁLISIS DE RESULTADOS ............................................. 61

4.1. Señales de las derivaciones cardíacas de la etapa análoga medidas con el osciloscopio ............................................................................................. 63

4.1.1. Derivaciones Bipolares de las Extremidades ....................................... 63 4.1.2. Derivaciones Unipolares o Aumentadas de las Extremidades ............. 65 4.1.3. Derivaciones Precordiales ................................................................... 66

4.2. Señales de las derivaciones cardíacas en la etapa digital ................... 69 4.2.1. Derivaciones Bipolares de las Extremidades ....................................... 69 4.2.2. Derivaciones Unipolares o Aumentadas de las Extremidades ............. 70 4.2.3. Derivaciones Precordiales ................................................................... 71

4.3. Señales de las derivaciones cardíacas tomadas con un electrocardiógrafo comercial ............................................................................. 74

4.4. Señales en los puntos de prueba establecidos ..................................... 77

5. RECOMENDACIONES Y TRABAJO FUTURO ......................................... 80

6. CONCLUSIONES ....................................................................................... 80

7. ANEXOS .................................................................................................... 83

7.1. Práctica de Laboratorio No. 1 .................................................................... 83

7.2. Práctica de Laboratorio No. 2 .................................................................... 86

7.3. Práctica de Laboratorio No. 3 .................................................................... 89

8. BIBLIOGRAFÍA .......................................................................................... 92

LISTA DE FIGURAS

Figura 1. Anatomía del Corazón [25]. .................................................................. 17

Figura 2. Fases del potencial de acción cardíaco y flujos iónicos principales [30].

.............................................................................................................................. 18

Figura 3. Potencial de acción en las células no automáticas [3]. ........................ 19

Figura 4. Potencial de acción en las células automáticas [3]. ............................. 19

Figura 5. Ejemplo de Conducción Regenerativa y Decremental [28]. ................. 20

Figura 6. Sistema de conducción del corazón [3]. ............................................... 21

Figura 7. Sistema Eléctrico del Corazón [26]. ..................................................... 21

Figura 8. Potencial de acción en el nodo sinoauricular [33]. ............................... 22

Figura 9. Potenciales de Acción de las células Cardíacas [33]. .......................... 22

Figura 10. El ciclo Cardíaco [35]. ........................................................................ 24

Figura 11. Señal Electrocardiográfica Estándar [36]. .......................................... 25

Figura 12. Derivaciones Bipolares del Plano Frontal [38]. ................................... 28

Figura 13. Derivaciones Aumentadas o Unipolares del Plano Frontal [38]. ........ 28

Figura 14. Derivaciones Precordiales [38]. .......................................................... 29

Figura 15. Posición de los Electrodos en las Derivaciones Precordiales [39]. .... 29

Figura 16. Formas de Onda de un Electrocardiograma de 12 Derivaciones [3]. . 30

Figura 17. Electrodo Para Electrocardiografía [41]. ............................................. 31

Figura 18. Configuración Básica de un Amplificador de Instrumentación [43]..... 31

Figura 19. PSoC 5 LP [46]................................................................................... 34

Figura 20. Diagrama de Bloques de la Solución [El Autor]. ................................. 37

Figura 21. Baterías implementadas [El Autor]. .................................................... 37

Figura 22. Electrodos para Electrocardiografía utilizados [El Autor]. ................... 38

Figura 23. Cables para electrodos utilizados [El Autor]. ...................................... 38

Figura 24. Circuito de aislamiento eléctrico del paciente [El Autor]. .................... 39

Figura 25. Circuito de la Red de Wilson [El Autor]. ............................................. 40

Figura 26. Circuito del Electrodo Pierna Derecha [El Autor]. ............................... 40

Figura 27. Circuito de preamplificación de la señal Bioeléctrica de la derivación

Bipolar DII [El Autor]. ............................................................................................. 41

Figura 28. Circuito de preamplificación de la señal Bioeléctrica de la derivación

Unipolar aVL [El Autor]. ......................................................................................... 41

Figura 29. Circuito de preamplificación de la señal Bioeléctrica de la derivación

precordial V1 [El Autor]. ........................................................................................ 41

Figura 30. Circuito Filtro Pasa bajos de 40 Hz [El Autor]. ................................... 43

Figura 31. Circuito Filtro Pasa altos de 0,5 Hz [El Autor]. ................................... 44

Figura 32. Circuito Filtro Rechaza Banda de 60 Hz [El Autor]. ............................ 44

Figura 33. Circuito amplificación final [El Autor]. ................................................. 46

Figura 34. Circuito Sumador y Seguidor para el acondicionamiento de la señal

cardíaca [El Autor]. ................................................................................................ 46

Figura 35. Bloques de Multiplexor Análogo y Conversor Análogo Digital en PSoC

Creator [El Autor]. .................................................................................................. 47

Figura 36. Bloques de voltaje de referencia y comparador de voltaje en PSoC

Creator para obtener el detector de QRS [El Autor]. ............................................. 48

Figura 37. Bloque Timmer en PSoC Creator implementado para el conteo de

pulsos y cálculo de la frecuencia cardíaca [El Autor]. ........................................... 49

Figura 38. Bloque UART en PSoC Creator implementado para la comunicación

serial [El Autor]. ..................................................................................................... 49

Figura 39. Bloque de PWM en PSoC Creator utilizado para el envío de datos por

el puerto serie [El Autor]. ....................................................................................... 50

Figura 40. Configuración de la comunicación serial en LabVIEW [El Autor]. ...... 51

Figura 41. Separación de datos por canal y gráficas de las Derivaciones

Bipolares del ECG [El Autor]. ................................................................................ 52

Figura 42. Almacenamiento de las imágenes de las señales de las derivaciones

bipolares en LabVIEW [El Autor]. .................................................................... 53

Figura 43. Ventana del menú principal interfaz de usuario en LabVIEW [El Autor].

.............................................................................................................................. 54

Figura 44. Rutina de salto de ventana en LabVIEW [El Autor]. ........................... 55

Figura 45. Rutina del VI del menú principal en LabVIEW [El Autor]. ................... 55

Figura 46. Ingreso de datos del paciente en LabVIEW [El Autor]. ....................... 56

Figura 47. Configuración de los mensajes de error en el diligenciamiento de los

datos del paciente en LabVIEW [El Autor]. ........................................................... 56

Figura 48. Mensaje de información al usuario sobre la selección del puerto COM

y la ruta de almacenamiento de imágenes en LabVIEW [El Autor]. ...................... 57

Figura 49. Configuración de los mensajes de error del puerto COM y la ruta de

almacenamiento en LabVIEW [El Autor]. .............................................................. 57

Figura 50. Interfaz de usuario para las derivaciones Bipolares de las

Extremidades en LabVIEW [El Autor]. ................................................................... 58

Figura 51. Interfaz de usuario para las derivaciones Unipolares de las

Extremidades en LabVIEW [El Autor]. ................................................................... 59

Figura 52. Interfaz de usuario para las derivaciones precordiales en LabVIEW [El

Autor]. .................................................................................................................... 60

Figura 53. Conexión de los electrodos para obtener las señales de las 12

derivaciones ECG [El Autor]. ................................................................................. 61

Figura 54. Módulo Didáctico para Pruebas de Electrocardiografía [El Autor]. ..... 62

Figura 55. Derivación DI medida con el osciloscopio [El Autor]. ......................... 64

Figura 56. Derivación DII medida con el osciloscopio [El Autor]. ........................ 64

Figura 57. Derivación DIII medida con el osciloscopio [El Autor]. ....................... 64

Figura 58. Derivación aVR medida con el osciloscopio [El Autor]. ...................... 65

Figura 60. Derivación aVF medida con el osciloscopio [El Autor]. ...................... 66

Figura 61. Derivación V1 medida con el osciloscopio [El Autor]. ......................... 67

Figura 62. Derivación V2 medida con el osciloscopio [El Autor]. ......................... 67

Figura 63. Derivación V3 medida con el osciloscopio [El Autor]. ......................... 67

Figura 64. Derivación V4 medida con el osciloscopio [El Autor]. ......................... 67

Figura 65. Derivación V5 medida con el osciloscopio [El Autor]. ......................... 68

Figura 66. Derivación V6 medida con el osciloscopio [El Autor]. ......................... 68

Figura 67. Derivación DI obtenida en la etapa digital [El Autor]. ......................... 69

Figura 68. Derivación DII obtenida en la etapa digital [El Autor]. ........................ 69

Figura 69. Derivación DIII obtenida en la etapa digital [El Autor]. ....................... 70

Figura 70. Derivación aVR obtenida en la etapa digital [El Autor]. ...................... 70

Figura 71. Derivación aVL obtenida en la etapa digital [El Autor]. ....................... 71

Figura 72. Derivación aVF obtenida en la etapa digital [El Autor]. ...................... 71

Figura 73. Derivación V1 obtenida en la etapa digital [El Autor]. ......................... 72

Figura 74. Derivación V2 obtenida en la etapa digital [El Autor]. ......................... 72

Figura 75. Derivación V3 obtenida en la etapa digital [El Autor]. ......................... 73

Figura 76. Derivación V4 obtenida en la etapa digital [El Autor]. ......................... 73

Figura 77. Derivación V5 obtenida en la etapa digital [El Autor]. ......................... 74

Figura 78. Derivación V6 obtenida en la etapa digital [El Autor]. ......................... 74

Figura 79. Electrocardiograma con equipo comercial Schiller Cardiovit MS-2010.

.............................................................................................................................. 75

Figura 80. Comparación de las señales tomadas con el equipo desarrollado y un

equipo comercial [El Autor].................................................................................... 76

Figura 81. Señal de prueba del electrodo del brazo izquierdo [El Autor]. ............ 77

Figura 82. Señal de prueba de la pre-amplificación de la derivación bipolar DII [El

Autor]. .................................................................................................................... 78

Figura 83. Señal de prueba de la señal filtrada de la derivación bipolar DII [El

Autor]. .................................................................................................................... 78

Figura 84. Señal de prueba de la señal amplificada de la derivación bipolar DII [El

Autor]. .................................................................................................................... 79

Figura 85. Señal del detector del complejo QRS [El Autor]. ................................ 79

LISTA DE TABLAS Tabla 1. Duración Del Intervalo QT [36]. ............................................................. 27

Tabla 2. Rango de Amplitudes y Frecuencias de las Bioseñales Más Usadas [45]. .............................................................................................................................. 33

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1. INTRODUCCIÓN Al no contar con plataformas para efectuar pruebas de señales biomédicas en la Facultad Tecnológica de la Universidad Distrital, se pueden llegar a tener consecuencias negativas en el aprendizaje de los estudiantes en el campo de la bioingeniería. Como resultado, los estudiantes puede que no cuenten con la preparación adecuada a la hora de enfrentarse al mundo laboral que se relacione con este campo.

Por lo tanto, se plantea dar una solución a este problema, a través de la implementación de tecnología que consiste en la elaboración de un módulo didáctico que funcione como dispositivo de pruebas para los estudiantes en el área de bioingeniería, más específicamente en el campo de las señales biomédicas obtenidas por medio de la electrocardiografía. Se pretende obtener las señales eléctricas generadas por el corazón por medio de electrodos, se realizará un acondicionamiento de dicha señal, posteriormente los datos capturados serán procesados por sistema digital y se enviarán a un ordenador para su visualización e interpretación.

Al finalizar el proyecto, se espera poder brindarles a los estudiantes una plataforma en donde ellos puedan tener una experiencia más cercana a lo que se puede encontrar al desempeñarse en el ámbito laboral con bioseñales, incrementando la preparación requerida en este campo.

1.1. Planteamiento del problema

Los estudiantes en su formación académica tienen la necesidad de gozar de una visión amplia y actualizada de los procesos biomédicos que se manejan en el entorno laboral o investigativo, pero debido a la falta de plataformas que les brinden un conocimiento acerca de estos procesos, dichos estudiantes se ven afectados debido a que no cuentan con la suficiente preparación cuando se enfrenten a los procesos relacionados con la bioingeniería.

Se sabe que en la Facultad Tecnológica de la Universidad Distrital Francisco José de Caldas no se cuenta con plataformas de captura, tratamiento, procesamiento y posterior visualización de señales biomédicas, esto no permite a los estudiantes realizar pruebas específicas en el área de la electrocardiografía. Por otra, parte la adquisición de un dispositivo con estas características si bien no requiere una gran inversión por parte de la Universidad, estos equipos no permiten que los estudiantes puedan interactuar de manera directa con las diferentes etapas del proceso de las señales electrocardiográficas, ya que éstos dispositivos solo permiten la visualización de la señal final ya procesada y los datos que se puedan obtener al analizarla.

Por otra parte, hoy en día hay una creciente necesidad por el continuo monitoreo médico de los pacientes y su condición cardíaca, ya que las enfermedades del

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corazón son una de las principales causas de muerte a nivel mundial y es por ello que actualmente se están enfocando esfuerzos en hacer estudios en este campo. Pero en ocasiones tener acceso a este tipo de exámenes no es posible con la prontitud que se requiere. Esto resulta de vital importancia ya que de ello se pueden derivar diagnósticos de enfermedades y los tratamientos que allí puedan ser aplicados. En consecuencia, se hace necesario implementar una tecnología que ofrezca confiabilidad en el aprendizaje de los estudiantes, lo que requiere el uso de variedad de componentes electrónicos que en la actualidad son de fácil acceso.

1.2. Justificación

En la actualidad la medicina moderna se ha visto ampliamente beneficiada por los avances en el campo de la bioingeniería que han facilitado el estudio de distintas patologías. Dentro de este campo se destaca ampliamente la electrocardiografía y el desarrollo de dispositivos que permitan obtener, procesar y visualizar los parámetros de esta las señales biológicas que son generadas por los músculos del corazón.

Hoy en día el desarrollo de estos dispositivos va en ascenso, ya que se hace necesario tener un monitoreo constante de los pacientes que presenten o tengan riesgo de sufrir enfermedades cardiovasculares, pero el precario sistema de salud en Colombia muchas veces hace que gran cantidad de pacientes no puedan tener un acceso oportuno a estos servicios y si bien, los dispositivos electrocardiográficos no presentan un costo muy elevado, no están al alcance del bolsillo de todos los colombianos.

Es por esto que los profesionales en Ingeniería en Control de la Universidad Distrital Francisco José de Caldas requieren tener los conocimientos necesarios para poder suplir las necesidades de la comunidad y hacer sus propios desarrollos no sólo en el campo de la electrocardiografía, sino en el de las señales biomédicas, y para ello necesitan conocer de primera mano el tipo de acondicionamiento que deben recibir este tipo de señales.

Para facilitar el aprendizaje en este tipo de procesos y debido a la falta de equipos en la Facultad Tecnológica de la Universidad Distrital que faciliten esta labor, se quiere hacer la implementación de un módulo didáctico de bajo costo para pruebas de Electrocardiografía con el fin de que los estudiantes puedan conocer paso a paso el tratamiento que recibe la señal obtenida por la contracción generada por los músculos del corazón hasta llegar al resultado final de la visualización y las distintas interpretaciones que de ella puedan obtenerse. De esta manera, los estudiantes no sólo serán capaces de hacer desarrollos con señales electrocardiográficas, sino con otros tipos de señales biomédicas ya que estructuralmente el acondicionamiento es similar, modificando ciertos parámetros de acuerdo a la señal que se desee tratar.

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1.3. Objetivos

1.3.1. Objetivo general

Diseñar e implementar un módulo didáctico para pruebas de electrocardiografía de las 12 derivaciones estándar con el fin de orientar a los estudiantes en el manejo de este tipo de señales biomédicas.

1.3.2. Objetivos específicos

• Diseñar una etapa de captura de señales ECG de las 12 derivaciones estándar por medio de electrodos y el respectivo acondicionamiento analógico ubicando mínimo 3 puntos de prueba en esta etapa.

• Diseñar una etapa de conversión y procesamiento digital que garantice la calidad metrológica de las señales ECG capturadas y establezca una interfaz de comunicaciones con el computador.

• Diseñar un instrumento virtual, con una interfaz de usuario amigable, en el ambiente LabVIEW para visualizar las señales ECG de las 12 derivaciones obtenidas, permitiendo al usuario la posibilidad de seleccionar las diferentes derivaciones de las señales.

• Diseñar 3 prácticas de laboratorio de electrocardiografía utilizando el módulo didáctico desarrollado.

2. MARCO DE REFERENCIA

2.1. Estado del arte

En la actualidad la electrónica ha contribuido ampliamente el campo de la salud con los avances en el campo de la bioingeniería, contribuyendo a mejorar el diagnóstico y tratamiento de gran parte de enfermedades. Uno de los campos específicos de esta disciplina que se ha visto ampliamente beneficiado es la electrocardiografía (ECG). Los equipos para electrocardiografía con los que cuentan los hospitales son de gran precisión, pero muchas veces son de difícil acceso para los pacientes, por lo que se han implementado desarrollos que permiten obtener acceso a mayor cantidad de pacientes.

La necesidad de tener un monitoreo constante de diversos tipos de pacientes quienes no pueden estar en todo momento en un centro médico ha hecho posible varios desarrollos de dispositivos de electrocardiografía, los cuales pueden ir desde simular una señal ECG con el fin de calibrar electrocardiógrafos y confirmar su correcto diseño y funcionamiento [1] o dispositivos que adquieren la señal por medio de electrodos, hacen el tratamiento analógico necesario, y por medio de conversores A/D envían los datos a un software de computadora para ser

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mostrados. Estos softwares pueden ser Visual Basic [2], LabVIEW [3], [4], [5], MATLAB [6], [7], PHP, HTML, MySQL [8] entre otros. Distintos sistemas se han implementado sobre la Raspberry Pi debido al gran auge que ésta ha tenido durante los últimos tiempos, haciendo uso del lenguaje Python vinculado con Linux para la visualización de los datos en computadoras que cuenten con este sistema operativo [9], [10].

También hay desarrollos en varios aspectos de la electrocardiografía, como los electrodos textiles para la medición continua de señales de electrocardiograma. Dichos electrodos pueden ser tejidos y bordados e integrados en camisetas deportivas. En este caso, las fibras tienen un núcleo de poliamida recubierto con una fina capa de plata pura que las hace conductivas, flexibles, lavables y antibacterianas. Los electrodos textiles bordados se realizan a partir de un hilo híbrido de alta conductividad [11]. Otra opción es adaptar los electrodos ya fabricados a prendas deportivas garantizando la comodidad a su uso y determinar qué tan efectivo es el desempeño estos electrodos después de que la prenda es lavada [12].

Se han hecho desarrollos de integración tecnológica que evitan realizar el procesamiento de la señal electrocardiográfica de manera discreta utilizando tarjetas electrónicas que hacen el acondicionamiento de la señal y se centran en desarrollar otros aspectos como el ya mencionado relacionado con la fabricación de electrodos textiles [11], [12], [13], [14], la implementación de sensores adicionales al ECG de distintas señales biomédicas e interpretación más a fondo de la señal ECG.

Las señales clínicas que también pueden incluirse en el ECG se obtienen de sensores adicionales, como puede ser un sensor de presión sanguínea basado en la técnica de fotopletismografía [15], que permite visualizar la variación del volumen sanguíneo debido a la actividad cardíaca, utilizando una pareja de fotodiodo y fototransistor acoplados para la adquisición de la señal proveniente de un vaso sanguíneo del paciente [16]. También pueden incluirse sensores de temperatura como el LM35 para determinar la temperatura corporal, un sensor de ritmo cardíaco [13] o un sensor de cantidad de oxígeno en sangre [17].

Por otra parte se han fabricado dispositivos cuya finalidad es hacer un análisis más a fondo de la señal electrocardiográfica procesada, como es el caso del método de análisis de fluctuación desestabilizada (DFA), el cual es un método para determinar la autoafinidad estadística de una señal. Este método es aplicado a una señal ECG y se comparan los datos de pacientes fumadores con no fumadores, para obtener un análisis interpretativo de los datos [18]. También se tiene la electrocardiografía de alta resolución, la cual se utiliza para detectar señales, los denominados micropotenciales cardíacos, de pequeña amplitud no observables en el ECG estándar. El método más común de mejora de la relación señal a ruido es el promediado de señal [19]. Este método surge ya que el ECG obtenido sobre la superficie del cuerpo con las técnicas habituales no ofrece información sobre la

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actividad del nodo sinoauricular (SA), ni sobre la propagación del impulso eléctrico originado en el nodo SA hacia la aurícula y el nodo auriculoventricular [20].

Incluso se pueden obtener ECG fetales, de manera no invasiva para garantizar la salud del feto, aunque este sea menos preciso. Dicha extracción se obtiene por medio de la ECG abdominal de la madre. Según el umbral y la diferenciación de primer orden, el pico materno se identifica a partir de la señal ECG abdominal preprocesada. Usando los picos maternos identificados, se identificó el complejo QRS de ECG de la madre y se canceló el mismo desde el ECG abdominal para obtener el ECG fetal. Los picos fetales se identifican a partir de la señal eliminada. Los picos fetales identificados proporcionan información como el complejo QRS del feto, la frecuencia cardíaca del feto, el diagnóstico de cualquier trastorno congénito y otras anomalías [21].

Ya que se hace necesario tener un historial de los resultados, muchos dispositivos hacen el uso de bases de datos que permitan almacenar los datos capturados para que posteriormente puedan ser consultados con el fin de que puedan ser examinados directamente por un especialista sin que sea necesario que éste esté presente al momento de realizar la prueba [9], [22], [17], [14], la carga de estos datos en la base de datos puede hacerse implementando comunicación inalámbrica [23] o haciendo uso del internet de las cosas (IoT) [9], [13], que actualmente es tendencia en muchos desarrollos en distintos campos. De esta manera se facilita el hecho de que el paciente pueda recibir una atención oportuna si llegan a presentarse anormalidades en sus lecturas. También se han desarrollado aplicaciones celulares enlazadas a estas bases de datos para facilitar el acceso desde cualquier teléfono inteligente que tenga integrada la aplicación [12], [15], [22], [23], [24].

Como se puede concluir, hay gran información respecto al tema de la electrocardiografía y de los procesos que se llevan a cabo para el tratamiento de dicha señal, así como los análisis que se pueden llevar a cabo. Estos proyectos difieren en la gran cantidad de metodologías que pueden ser aplicadas dependiendo el resultado que quiera ser obtenido, partiendo del hecho de que una señal óptima requiere de un mayor proceso de tratamiento. Así mismo las maneras de tomar la señal, dependiendo de si son derivaciones unipolares, bipolares o ambas, tema del que dará contexto más adelante.

Si bien los proyectos mencionados anteriormente cumplen con la finalidad de ofrecer una señal ECG que puede ser analizada, no brindan una experiencia distinta a un electrocardiógrafo tradicional, el cual consiste en conectar los electrodos y visualizar la señal final sin conocer qué pasa en cada una de las etapas. Lo que se pretende con este módulo didáctico es que los estudiantes no sólo observen la señal ECG final, sino que puedan detallar su comportamiento a medida que transcurre cada etapa de tratamiento, entregando una experiencia enriquecedora ya que garantiza el entendimiento por completo del proceso de la ECG.

Finalmente, los proyectos mencionados muestran una señal ECG convencional, tomando una sola derivación unipolar o bipolar y realizando todo el correspondiente

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tratamiento de esta señal. Pero no toman todas las derivaciones y sus respectivas señales, como se pretende hacer en este proyecto, al incluir las 12 derivaciones presentes en la electrocardiografía, obteniendo sus señales, realizando su respectivo tratamiento para que puedan ser visualizadas y explicadas debidamente.

2.2. Marco teórico

2.2.1. Anatomía del corazón

El corazón es el músculo encargado de que la sangre fluya por los vasos sanguíneos, a través del sistema circulatorio del cuerpo humano. Las dimensiones del corazón aproximadamente son, 12 centímetros de largo, 9 centímetros de ancho y 6 centímetros de espesor, pesa entre 200 y 425 gramos, siendo muy cercano al tamaño de un puño cerrado pero sin tener la misma forma [3].

Está ubicado en el mediastino, apoyado sobre el diafragma, tres cuartas partes a la izquierda de la línea media entre los pulmones y la parte central del pecho, detrás del esternón, el mediastino es una masa de tejido que se extiende desde el esternón hasta la columna vertebral. Su punta normalmente se puede palpar al nivel del quinto espacio intercostal con línea media clavicular. En la parte superior limita con la aorta ascendente y el cayado aórtico. El borde superior derecho está conformado por la aurícula izquierda y limita con la vena cava superior. El borde izquierdo se relaciona con el tejido pulmonar y en su mayoría está conformado por el ventrículo izquierdo. Encima de éste se ubica la auriculilla izquierda [25], [3].

El corazón está dividido en cuatro cavidades, las cuales están distribuidas en dos superiores llamadas aurículas (aurícula derecha y aurícula izquierda), y dos inferiores llamadas ventrículos (ventrículo derecho y ventrículo izquierdo) [26]. El surco coronario, también llamado aurículo-ventricular, es la separación entre las aurículas y los ventrículos; la arteria coronaria derecha sigue este surco en la parte derecha y en forma contralateral lo hace la arteria circunfleja. Los ventrículos están separados en el exterior por el surco interventricular, zona por donde viaja la arteria coronaria descendente anterior y posteriormente la arteria descendente posterior [27].

El corazón humano está constituido por una pared de fibras musculares llamado miocardio, unidas por tejido conjuntivo y revestido en su exterior por el pericardio y en su interior por el encorado, que son unas membranas serosas [28]. La capa externa del pericardio rodea el nacimiento de los principales vasos sanguíneos del corazón y está unida a la espina dorsal, al diafragma y a otras partes del cuerpo por medio de ligamentos. La capa interna del pericardio está unida al músculo cardíaco. Una capa de líquido separa las dos capas de la membrana, permitiendo que el corazón se mueva al latir a la vez que permanece unido al cuerpo [25].

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Figura 1. Anatomía del Corazón [25].

2.2.1.1. Potencial de acción cardíaco

El potencial de acción es la forma en la cual una célula responde a un estímulo. Las células cardiacas automáticas presentan potenciales de acción distintos a los de las células no automáticas del resto del cuerpo. El potencial de acción (PA) cardíaco difiere de forma significativa en diferentes porciones del corazón. Esta diferenciación de PA genera diferentes características eléctricas de las distintas zonas del corazón [29].

Cuando la membrana de la célula cardíaca está en estado de reposo, en su exterior está cargada positivamente y en el interior negativamente, allí se registra una diferencia de potencial de -90mV. Este potencial se llama potencial de membrana de reposo y se debe a un mecanismo de consumo de ATP (es una molécula que se encuentra en todos los seres vivos y constituye la fuente principal de energía utilizable por las células para realizar sus actividades) gracias a la bomba de Na-K (Sodio-Potasio), la cual expulsa sodio fuera de la célula, provocando de esta manera una carga externa positiva. Cuando salen tres iones de sodio fuera de la célula, entran dos iones de potasio, lo que provoca que el interior de la célula se vuelva negativo. [30].

El potencial de acción registrado en el músculo ventricular, tiene un valor promedio de 105 milivoltios, lo que indica que en cada latido el potencial de membrana se eleva desde su valor normal aproximado de -85 mV hasta un valor levemente positivo aproximado de +20 mV. Después de la espiga o punta inicial, la membrana permanece despolarizada durante aproximadamente 0.2 s en el músculo auricular y 0.3 s aproximadamente en el músculo ventricular, haciendo una meseta, que va

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seguida con una terminación de la misma por una rápida repolarización. La presencia de esta meseta del potencial de acción hace que la contracción del músculo cardíaco dure hasta 15 veces más que la del músculo esquelético [31]. El modelo estándar para comprender el potencial de acción cardíaco es el potencial de acción del miocito ventricular y las células de Purkinje. El potencial de acción tiene 5 fases, descritas a continuación:

• Fase 0 o Despolarización Rápida: Corresponde a un estímulo eléctrico en la membrana celular, produciéndose un cambio en la permeabilidad de esta, de esta manera los iones de sodio entren a la célula a través de los canales rápidos de sodio, quedando la parte externa de la célula negativa y la interna positiva.

• Fase 1 y 2, Repolarización Lenta o Fase de Meseta: Corresponde a un ingreso de calcio a través de los canales lentos de calcio, lo cual produce un equilibrio entre la entrada de calcio y la salida de potasio.

• Fase 3 o Repolarización Rápida: Ocurre por la salida masiva de potasio al exterior de la célula, mientras se reduce el flujo de entrada de calcio, retornando la célula a su estado de reposo.

• Fase 4: Es una fase de reposo presente en la mayoría de células, pero en las células marcapaso o células P, se produce una despolarización sin necesidad de que exista un estímulo externo, ocasionada por la entrada de calcio y sodio.

Cuando la despolarización espontánea de la fase 4 alcanza el potencial umbral de -60 mV, se desencadena la despolarización rápida y todo el potencial de acción; a este suceso se le llama automatismo, y está influenciado por el sistema nervioso autónomo [3], [30].

Figura 2. Fases del potencial de acción cardíaco y flujos iónicos principales [30].

El automatismo es la propiedad que tienen algunas células cardíacas de formar estímulos capaces de propagarse. Las células que presentan mayor automatismo

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son las del nodo sinusal, porque son las que presentan una mayor despolarización diastólica espontánea y, por este motivo, tienen la capacidad de originar más descargas por unidad de tiempo. Electrofisiológicamente corresponden a las células de respuesta lenta (despolarización sistólica lenta) [28].

A continuación, se puede apreciar la diferencia entre una célula automática como lo son algunas células especializadas del corazón y las células no automáticas.

Figura 3. Potencial de acción en las células no automáticas [3].

En la figura 3 se puede observar que la célula se despolarizó rápidamente, acto seguido hubo una repolarización lenta y finalmente una repolarización rápida hasta llegar a la fase de reposo donde esperará a llegue otro estímulo, esto se lo observa en la última parte la cual es totalmente plana.

Figura 4. Potencial de acción en las células automáticas [3].

En la figura 4 se observa las fases del potencial de acción de una célula automática en la parte final de la despolarización rápida del potencial de acción, la pendiente se inclina hasta alcanzar el nivel mínimo de activación, característico en algunas células especializadas del corazón como las del sistema de conducción [3].

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2.2.1.2. Sistema de conducción del corazón

El miocardio, también conocido como musculo cardiaco, es el encargado de generar los impulsos eléctricos necesarios para producir la contracción del corazón, estos impulsos estimulan la red de fibras cardiacas presentes en el corazón, llamadas fibras automáticas, cuya función es realizar la actividad eléctrica y rítmica que necesita el corazón para latir, gracias a las fibras cardíacas se generan los potenciales de acción que producen las contracciones cardiacas [3].

Puede ser de dos tipos como se muestra en la figura 5: regenerativa, en las células de respuesta rápida, y decremental, en las células de respuesta lenta. Las velocidades de conducción normales en las distintas estructuras cardíacas son: en las aurículas de 1 a 2 m/seg; en el nodo AV de 0,02 a 0,05 m/seg; en el sistema de His-Purkinje de 1,5 a 3,5 m/seg y en los ventrículos de 0,4 m/seg [28].

Figura 5. Ejemplo de Conducción Regenerativa y Decremental [28].

La mayor o menor velocidad de conducción depende fundamentalmente de dos aspectos:

• Velocidad de ascenso del potencial de acción transmembrana (PAT, dv/dt de la fase 0), que es rápida en las células de respuesta rápida y lenta en las de respuesta lenta; esto se explica porque las células de respuesta rápida tienen un nivel de potencial transmembrana diastólico (PTD) más bajo y, por la curva de respuesta de la membrana, esto se corresponde con una mayor velocidad de ascenso del PAT

• Características ultraestructurales, ya que, por ejemplo, las fibras estrechas (contráctiles y transicionales) o con pocos discos intercalados (células P) conducen más lentamente que las anchas (Células de Purkinje). Por lo tanto, cuando se pasa de una zona de fibras estrechas y/o con pocos discos intercalados a una zona de fibras anchas la conducción se hace más rápida.

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La señal eléctrica se origina en el nódulo sinoauricular (SA), también llamado marcapasos natural del corazón, localizado en la parte superior de la aurícula derecha. Los impulsos eléctricos estimulan la contracción de las aurículas y de esta manera permiten el flujo de sangre hacia los ventrículos. El impulso pasa por el nodo auriculoventricular en el cual permanece alrededor de 0.1 segundos, y posteriormente pasa hacia los ventrículos a través del Haz de His dividiéndose en rama derecha e izquierda, los impulsos llegan hacia las partes más distantes del ventrículo a través de las fibras de Purkinje, los ventrículos son estimulados permitiendo el paso de la sangre hacia los pulmones y el resto del cuerpo. 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 [25], [32].

Figura 6. Sistema de conducción del corazón [3].

Figura 7. Sistema Eléctrico del Corazón [26].

Los potenciales de acción registrados en las fibras del nodo A-V son muy parecidas a las que se presentan en el nodo sinusal

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Figura 8. Potencial de acción en el nodo sinoauricular [33].

Los potenciales de acción de las fibras del Sistema de His-Purkinje tienen tres propiedades importantes:

• la velocidad de elevación del potencial es muy grande y por tanto la conducción es muy rápida

• La duración del potencial de acción es muy grande

• Bajo condiciones adecuadas, estos grupos de fibras pueden desarrollar una despolarización espontánea en la fase 4 y llegar a ser un marcapasos automático

Las demás células cardíacas muestran potenciales de acción intermedios entre los de seno sinusal y las fibras de Purkinje [33]. En la siguiente figura se muestran los potenciales de acción de cada una de estas células cardiacas:

Figura 9. Potenciales de Acción de las células Cardíacas [33].

El nódulo sinoauricular genera un potencial aproximadamente de unas setenta veces por minuto cada 0.6 segundos, la frecuencia cardiaca puede verse alterada por el Sistema Nervioso Autónomo, al presentarse condiciones de estrés, cansancio y factores hormonales, pero el ritmo cardiaco es mantenido por este nodo.

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En caso de este nodo, esta función de marcapasos natural la pueden cumplir el Haz de His y el nodo auriculoventricular ya que estos de igual manera poseen potencial ritmogénico [3].

2.2.1.3. El ciclo cardíaco

El ciclo cardíaco es la sucesión de acontecimientos auriculares y ventriculares que se repiten en cada contracción del corazón. En este proceso las aurículas y ventrículos se contraen y relajan, permitiendo el flujo de sangre hacia las cámaras, la arteria aorta y el tronco pulmonar. Es un fenómeno complejo y de extraordinaria rapidez. El ciclo cardíaco se divide en sístole y diástole [27], [3].

La diástole o relajación es la fase en la que la aurícula o el ventrículo se llenan de sangre. La sístole o contracción n la fase en la que la sangre contenida en la aurícula o el ventrículo es expulsada.

La Diástole es una fase pasiva, esto implica que en ella no se gasta energía, mientras que la sístole es una fase activa, en la cual las células miocárdicas emplean energía. La Diástole dura alrededor de 0.4 segundos, esta fase es un periodo de relajación del corazón después de haberse dado una contracción (sístole) para el llenado de sangre circulatoria, en la diástole auricular y ventricular se relajan las aurículas y ventrículos respectivamente, las válvulas mitral y tricúspide se abren y las válvulas sigmoideas se cierran y la sangre ingresa a las aurículas por medio de las venas cavas superior e inferior.

De forma más detallada, en la diástole ventricular, la presión en los ventrículos disminuye a un nivel inferior del que previamente existía durante la sístole, en el instante en el que la presión en el ventrículo izquierdo es menor que la presión que existe en la aurícula izquierda, la válvula mitral se abre, llenándose el ventrículo izquierdo con la sangre proveniente de la aurícula izquierda, lo mismo sucede con la aurícula y ventrículo derecho con la diferencia que la válvula que se abre es la válvula tricúspide [34].

La sístole se divide en sístole auricular y en sístole ventricular. En la sístole auricular las aurículas se contraen mientras que los ventrículos se encuentran relajados, este proceso dura alrededor de 0.1 segundos. La contracción ocurre debido al potencial de acción iniciado en el nódulo sinoauricular, las válvulas tricúspide y mitral están abiertas, y simultáneamente a este proceso ocurre la diástole ventricular.

En la sístole ventricular se da la contracción de los ventrículos y las aurículas se relajan, debido a esto la sangre pasa a las arterias pulmonares y aorta. Esta contracción ocurre como resultado del potencial de acción que viaja a través del haz de His y de las fibras de Purkinje. La presión en los ventrículos se eleva y las válvulas auriculoventriculares se cierran. Las válvulas semilunares como

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auriculoventriculares permanecen cerradas alrededor de 0.05 segundos, a este proceso se lo denominan contracción isocórica.

La función primordial de bomba del corazón se cumple en la fase de eyección, en la que ambos ventrículos (derecho e izquierdo) vacían el 70% de su contenido, cuando la presión del ventrículo derecho sobrepasa la presión del tronco pulmonar, y la presión del ventrículo izquierdo se eleva por encima de la presión de la arteria aorta. Cuando se ha expulsado la mayor cantidad de sangre, la sangre existente en la aorta y el tronco pulmonar regresa ocasionando el cierre de las válvulas semilunares [28], [3].

En la contracción isocórica del ventrículo, las aurículas comenzaron a llenarse esperando nuevamente la apertura de las válvulas auriculoventriculares. Al pasar la cantidad de sangre determinado límite, se abren las válvulas tricúspide y mitral e inicia el rápido llenado ventricular, con esto inicia el nuevo ciclo cardiaco [3].

El ventrículo no se vacía por completo durante la sístole. Siempre queda una cierta cantidad de sangre al final denominado volumen sistólico final o volumen residual. El volumen sistólico de eyección es la diferencia entre el volumen diastólico final y el volumen sistólico final [28].

Figura 10. El ciclo Cardíaco [35].

2.2.2. La Electrocardiografía

La Electrocardiografía es una técnica de medición de la actividad eléctrica del músculo cardíaco que evalúa el estado del corazón y apoya como herramienta para diagnosticar anomalías en dicho músculo. Estos análisis se basan en el estudio de una representación en el tiempo del comportamiento eléctrico de diferentes derivaciones. Esta representación se denomina electrocardiograma.

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El objetivo del ECG es determinar el funcionamiento del corazón usando como referencia los cambios de potencial que se pueden medir superficialmente a través de electrodos colocados sobre la piel. La señal eléctrica que se registra en el ECG antecede los cambios mecánicos en el corazón, lo que permite relacionar de manera satisfactoria dicha señal con la mecánica del corazón.

Se han establecido una serie de estándares que varían en cuanto al número de electrodos y localización de los mismos en el cuerpo del paciente. Cada uno de estos estándares se utiliza para un tipo de examen particular. Por ejemplo, para el uso del ECG como herramienta de diagnóstico, el estándar establecido es el ECG de 12 derivaciones en reposo que se basa en el uso de 10 electrodos. Cada derivación corresponde a un trazo del ECG. Para facilitar el proceso de diagnóstico, cada derivación tiene un nombre en específico que viene dado de acuerdo a la localización de los electrodos y la manera en que se medirán los voltajes en los mismos [5].

Su uso se emplea para medir el ritmo y la regularidad de los latidos cardíacos, el tamaño y posición de las aurículas y ventrículos, cualquier daño al corazón y los efectos que sobre él puedan desencadenar ciertos fármacos o dispositivos implantados en el corazón (como marcapasos). Las alteraciones en el trazado son determinantes para la detección y análisis de las arritmias cardiacas. También resulta muy útil en los episodios agudos de enfermedad coronaria, como el infarto de miocardio [6].

2.2.2.1. Descripción de la Señal ECG

Un periodo de la señal ECG consta de la onda P, el complejo QRS, la onda T y la onda U, esta última puede ser o no detectada en diferentes personas. A continuación, se muestra una imagen de la señal electrocardiográfica.

Figura 11. Señal Electrocardiográfica Estándar [36].

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• Ondas

• Onda P: Representa la despolarización de la aurícula, lo que supone la contracción o sístole auricular. Su duración normal es de 0,1 s. La forma de esta onda depende de la localización de los electrodos. Un aumento del voltaje de esta onda indica una anomalía auricular. La ausencia de esta onda ocurre en una parada del nodo sinusal y en el bloqueo sinoauricular.

• Onda Q: Consiste en la primera deflexión negativa producida por la despolarización ventricular, la cual precede una onda R.

• Onda R: Es la primera deflexión positiva durante la despolarización ventricular.

• Onda S: Es la segunda deflexión negativa durante la despolarización ventricular.

• Onda T: Supone la repolarización de los ventrículos (relajación o diástole ventricular). La onda T normal es asimétrica en sus ramas y está redondeada en su vértice. La pendiente de la rama inicial es más suave que la de la rama terminal. Las anomalías en esta onda pueden indicar enfermedades cardíacas primarias, aunque no necesariamente. También puede producir trastornos del equilibrio hidroelectrolítico.

• Onda U: Por lo general esta deflexión es positiva, se la puede visualizar entre la onda T y P, representa la repolarización de los músculos papilares.

• Intervalos

• Intervalo PP: Correspondiente al tiempo transcurrido entre el inicio de la onda P y el inicio de la siguiente onda P.

• Intervalo RR: Correspondiente al tiempo transcurrido entre la onda R de un complejo QRS y la onda R del siguiente complejo QRS.

• Complejo QRS: Tiempo transcurrido entre el comienzo de una onda Q y el final de la onda S dentro del mismo complejo QRS. Es un indicador del tiempo de conducción intraventricular. El límite superior de duración normal del complejo QRS es inferior a los 0,12 s. Una duración superior a 0,12 s significa que el impulso se inició desde el nodo auriculoventricular o incluso más arriba (impulso supraventricular). Un complejo QRS ancho, generalmente con una duración superior a 0,12 s, puede indicar que la conducción procede del ventrículo o del tejido supraventricular, pero que hay una conducción prolongada a través del ventrículo que genera por lo tanto un complejo QRS de mayor duración.

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• Intervalo QT: Corresponde al intervalo de tiempo transcurrido entre el comienzo del complejo QRS y el final de la onda T, representando de esta forma la duración de la sístole eléctrica. La relación entre el ritmo cardíaco y la duración de este intervalo viene dada en la Tabla 1

Tabla 1. Duración Del Intervalo QT [36].

• Segmentos

• Segmento P-R: Es la distancia comprendida entre el final de la onda P y el inicio del complejo QRS.

• Segmento S-T: Comprende desde el final del QRS también llamado punto J hasta el inicio de la onda T [37], [38], [36], [3].

2.2.2.2. Derivaciones del ECG

Las derivaciones electrocardiográficas son los diferentes registros de la actividad eléctrica del corazón, lo cual se obtiene mediante una serie de electrodos que se ubican según normas preestablecidas [27]. Existen dos tipos de derivaciones: De extremidades o frontales: que a su vez se dividen en Bipolares (DI,DII y DIII) y Unipolares (aVR, aVL y aVF) y las derivaciones .precordiales u horizontales [26].

• Derivaciones de las Extremidades Bipolares

Se llaman derivaciones bipolares, ya que estas detectan la variación de potencial existente entre dos puntos. Las derivaciones bipolares son 3 en total: DI, DII, DIII. Para obtener estas derivaciones los electrodos se colocan en los brazos izquierdo y derecho, en la pierna izquierda, y en la pierna derecha que funciona como polo a tierra.

• DI: Se obtiene a partir de los electrodos localizados en el brazo izquierdo y derecho encontrándose el brazo izquierdo a un potencial positivo (+) y el brazo derecho a un potencial negativo (-).

• DII: Esta derivación se obtiene a partir de los electrodos ubicados en la pierna izquierda y el brazo derecho, encontrándose la pierna izquierda a un potencial positivo (+) y el brazo derecho a un potencial negativo (-).

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• DIII: Se la obtiene de los electrodos localizados en la pierna izquierda y brazo izquierdo, la pierna izquierda se encuentra a un potencial positivo (+), y el brazo izquierdo a un potencial negativo (-).

Figura 12. Derivaciones Bipolares del Plano Frontal [38].

• Derivaciones de las Extremidades Aumentadas o Unipolares

Las derivaciones aumentadas o unipolares registran el potencial eléctrico en un punto que puede ser el brazo derecho o izquierdo, o la pierna izquierda, medido con respecto a un punto en el cual su potencial eléctrico no varía de forma significativa durante una contracción cardiaca.

Existen tres derivaciones aumentadas aVL, aVR, aVF, conforme el tipo de conexión eléctrica que se realice, da como resultado una derivación con amplitud aumentada.

En la derivación aVR se observa el potencial del brazo derecho con respecto a un punto nulo que se obtiene de la unión de los cables del brazo izquierdo y de la pierna izquierda.

La derivación aVL muestra el potencial que se registra en el brazo izquierdo, respecto a una conexión realizada por la unión de los cables del brazo derecho y de la pierna izquierda.

En la derivación aVF se registra el potencial del pie izquierdo, con respecto al punto de unión entre los cables de los brazos derecho e izquierdo.

Figura 13. Derivaciones Aumentadas o Unipolares del Plano Frontal [38].

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• Derivaciones Precordiales

Estas derivaciones son unipolares, con un total de seis derivaciones que se registran en el tórax, numerándolas desde V1 hasta V6. Estas miden el potencial eléctrico existente entre los electrodos respecto a un punto conocido como la terminal central de Wilson, el cual se obtiene uniendo los cables de los brazos derecho e izquierdo, y la pierna izquierda.

El potencial de la terminal central de Wilson no varía significativamente durante el ciclo cardiaco, por lo que los potenciales medidos en las derivaciones precordiales miden las variaciones que ocurren debajo del electrodo precordial móvil.

Figura 14. Derivaciones Precordiales [38].

Las derivaciones precordiales denominadas con la letra V se colocan de la siguiente manera, V1 en el cuarto espacio intercostal a la derecha del esternón, V2 en el cuarto espacio intercostal a la izquierda del esternón; V4 a la izquierda de la línea medioclavicular en el quinto espacio intercostal; V3 a medio camino entre V2 y V4, V5 está en el quinto espacio intercostal en la línea axilar anterior, y V6 en el quinto espacio intercostal en la línea medioaxilar izquierda.

Figura 15. Posición de los Electrodos en las Derivaciones Precordiales [39].

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Figura 16. Formas de Onda de un Electrocardiograma de 12 Derivaciones [3].

2.2.2.3. Electrodos

Los electrodos son elementos que sirven para registrar biopotenciales. Funcionan como interface entre el cuerpo y el equipo de medida. Dado que los electrodos son una interface se debe tener en cuenta que por ellos circulara una corriente (pequeña pero ineludible). Los electrodos forman una interface de transducción entre una corriente iónica generada por los seres vivos y la convierten a una corriente eléctrica conducida a la instrumentación electrónica.

Cuando el metal entra en contacto con un electrolito ocurren intercambios ion-electrolito, los iones metálicos tienden a entrar en la solución y los iones del electrolito tienden a combinarse con los electrones metálicos. Éstas son reacciones de oxido-reducción. Como resultado surge una distribución de cargas en la superficie de contacto. Esto da lugar a lo que se llama “potencial de media celda” o

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“potencial característico de equilibrio” cuando no existe flujo de corriente a través de la interfaz [40].

La polarización o sobrepotencial de los electrodos ocurre cuando existe flujo de corriente y el potencial de media celda cambia, este potencial depende de algunos factores como el metal, la concentración de iones de la solución, la temperatura y otros [3].

Figura 17. Electrodo Para Electrocardiografía [41].

2.2.3. Amplificador de Instrumentación

Un amplificador de instrumentación es un dispositivo creado a partir de amplificadores operacionales. Está diseñado para tener una alta impedancia de entrada, baja impedancia de salida, ganancia seleccionable lineal y estable, error despreciable debido a las corrientes y tensiones de offset y un alto rechazo al modo común (CMRR).

La operación que realiza es la resta de sus dos entradas multiplicada por un factor. Su utilización es común en aparatos que trabajan con señales muy débiles, tales como equipos médicos, como el electrocardiógrafo, para minimizar el error de medida [42], [43].

Está compuesto internamente por dos etapas, una de pre-amplificación y otra etapa diferencial. La etapa de pre-amplificación aumenta la impedancia de entrada del conjunto. Gracias a su configuración no inversora, iguala la impedancia del circuito a la del amplificador operacional. Suelen utilizarse operacionales con entradas basadas en FET para conseguir bajas corrientes de polarización [43].

Figura 18. Configuración Básica de un Amplificador de Instrumentación [43].

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2.2.4. Filtrado Analógico

Se entiende por filtro como todo sistema que relaciona una señal de entrada con otra de salida y en el que la relación depende de la frecuencia de la señal de entrada. En otras palabras, si suponemos que ambas entradas son tensiones:

𝑉𝑜𝑢𝑡(𝑠)

𝑉𝑖𝑛(𝑠)= 𝐻(𝑠) (1)

Siendo 𝐻(𝑠) una función de s = j·ω, con ω = 2·π·f y f la frecuencia fundamental de la señal de la entrada. En este tema, todas las entradas se consideran analógicas por lo que los filtros son analógicos. Un filtro es “activo” si el sistema cuenta en su interior con componentes activos, generalmente amplificadores operacionales. Por el contrario, si no existen el filtro se denomina “pasivo” y en su interior hay solo resistencias, bobinas y condensadores.

Los filtros reales que pueden ser construidos con componentes pasivos o activos tienen en general la forma:

𝐻(𝑠) =𝑁(𝑠)

𝐷(𝑠) (2)

Siendo 𝑁(𝑠) y 𝐷(𝑠) dos polinomios con coeficientes reales. Generalmente, el grado del numerador es igual o menor que el del denominador por motivos de estabilidad. Como consecuencia de que los polinomios tengan coeficientes reales, sus raíces son o bien números reales, o bien pares de números complejos conjugados. Por tanto, el numerador y el denominador pueden factorizarse como un producto de términos de la forma (s + a) o de la forma 𝑠2 + 𝑏𝑠 + 𝑐. Los parámetros a, b y c son números reales y generalmente positivos por motivos de estabilidad ya que, si fueran negativos, podrían aparecer polos o ceros positivos que desestabilizarían el sistema.

• Tipos de Filtro Con Arreglo de Frecuencia

De acuerdo con su comportamiento en frecuencia, todo filtro pertenece a una de las cinco categorías siguientes:

• Pasa Bajo: Atenúa todas las componentes de la señal cuya frecuencia sea superior a una determinada, llamada frecuencia de corte, y mantiene las restantes.

• Pasa Alto: Atenúa todas las componentes con frecuencia inferior a la de corte y mantiene las superiores.

• Pasa-Banda: Permite el paso de componentes cuya frecuencia esté comprendida entre dos valores de frecuencia de corte y elimina el resto.

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• Rechaza Banda: Su comportamiento es opuesto al anterior, permitiendo el paso de todas las frecuencias excepto las comprendidas entre dos valores determinados.

• Pasa Todo: En este caso, la ganancia es un número complejo, con un valor absoluto constante, pero con variación del ángulo polar. Se utilizan para introducir desfases y retardo [44].

Para el correcto filtrado de la señal electrocardiográfica, se deben tener en cuenta ciertos parámetros importantes los cuales se describen a continuación:

• Un rango de amplitud entre 0.5 y 4 mV.

• Para monitoreo y ergometría el rango de frecuencias utilizado se encuentra entre 0.5Hz y 40Hz.

Estas frecuencias son las típicas utilizadas para equipos electrocardiográficos que se pueden encontrar comercialmente. A continuación, se muestra una tabla que contiene el rango de frecuencias típicas de las bioseñales más usadas.

Tabla 2. Rango de Amplitudes y Frecuencias de las Bioseñales Más Usadas [45].

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2.2.5. PSoC 5 LP

PSoC 5LP es una tecnología de microcontrolador que ofrece un rendimiento de procesamiento paralelo con un bloque de filtro digital (DFB) de 24 bits, 24 UDB y un controlador DMA de alto rendimiento. El microcontrolador PSoC 5LP también permite la reducción del costo de BOM mediante la integración de AFE, lógica digital e interfaz de usuario IC con una CPU ARM Cortex-M3 en una solución de un chip. PSoC 5LP está disponible en paquetes de escala de chip (CSP) lo que le permite diseñar con la flexibilidad.

Figura 19. PSoC 5 LP [46].

Algunas características que posee el PSoC 5LP son:

• CPU ARM Cortex-M3 de 32 bits, 32 entradas de interrupción

• Controlador de acceso directo a memoria de 24 canales (DMA) con transferencia de datos entre los dos periféricos y la memoria

• Procesador de filtro digital de punto fijo de 24 bits (DFB)

• Más de 20 bloques de construcción universales y periféricos analógicos precisos

• AFE multiplexada con amplificadores operacionales programables, ADC SAR de 12 bits y DAC de 8 bits

• Disco LCD de 736 segmentos para pantallas personalizadas

La combinación de circuitos analógicos y digitales configurables es la base de la plataforma PSoC. Es posible configurar estos bloques usando funciones de biblioteca pre-construidas o se pueden crear propios. Al combinar varios bloques digitales, se pueden crear recursos lógicos amplios de 16, 24 o incluso 32 bits. Los bloques analógicos están compuestos por un surtido de condensadores de conmutación, amplificadores operacionales, comparador, ADC, DAC y bloques de filtros digitales, que permiten flujos complejos de señales analógicas.

El PSoC también tiene interfaces de comunicación dedicadas, como I2C, USB 2.0 Full-Speed, CAN 2.0 y capacidades de depuración en chip utilizando JTAG y Serial Wire Debug [46].

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2.2.6. Interfaz Hombre – Máquina

HMI significa “Human Machine Interface” que traduce “Interfaz Hombre-Máquina”, es decir, es el dispositivo o sistema que permite la comunicación entre la persona y la máquina. Tradicionalmente estos sistemas consistían en paneles compuestos por indicadores y comandos, tales como luces pilotos, indicadores digitales y análogos, registradores, pulsadores, selectores y otros que se interconectaban con la máquina o proceso. En la actualidad, debido a que las máquinas y procesos en general están implementadas con controladores y otros dispositivos electrónicos que dejan disponibles puertas de comunicación, es posible contar con sistemas de HMI mucho más poderosos y eficaces, además de permitir una conexión más sencilla y económica con el proceso o máquinas [47].

Las principales funciones con las que cuenta este sistema son:

• Puesta en marcha y apagado

• Control de las funciones manipulables del equipo

• Manipulación de archivos y directorios

• Comunicación con otros sistemas.

• Información de estado.

• Configuración de la propia interfaz y entorno.

• Intercambio de datos entre aplicaciones.

• Control de acceso.

• Sistema de ayuda interactivo.

• Tipos de HMI Dentro de las Interfaces de Usuario se pueden distinguir básicamente tres tipos:

• Interfaz de hardware: Recibe este nombre debido a los dispositivos utilizados para ingresar, procesar y entregar los datos: teclado, ratón y pantalla de visualización.

• Interfaz de software: Es la encargada de entregar información acerca de los procesos y herramientas de control, a través de lo que el usuario observa habitualmente en la pantalla.

• Interfaz de Software-Hardware: Es la que establece un puente entre la máquina y las personas, permite a la máquina entender la instrucción y al hombre entender el código binario traducido a información legible.

• Según la forma de interactuar con el usuario Dentro de este grupo podemos encontrar:

• Interfaces alfanuméricas que sólo presentan texto (Intérpretes de comandos)

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• Interfaces gráficas de usuario o GUI (graphic user interfaces), son las que permiten comunicarse con el ordenador de una forma muy rápida e intuitiva representando gráficamente los elementos de control y medida.

• Interfaces táctiles, que representan gráficamente un panel de control en una pantalla sensible que permite interactuar con el dedo.

• Según su construcción Pueden ser de hardware o de software:

• Interfaces de hardware: Se trata de un conjunto de controles o dispositivos que permiten al usuario intercambiar datos con la máquina, ya sea ingresándolos (pulsadores, botones, teclas, reguladores, palancas, manivelas, perillas) o leyéndolos (pantallas, diales, medidores, marcadores, instrumentos).

• Interfaces de software: Son programas o parte de ellos, que permiten expresar al usuario los deseos al ordenador o visualizar su respuesta [48].

2.2.7. LabVIEW

LabVIEW es un software de ingeniería de sistemas que requiere pruebas, medidas y control con acceso rápido a hardware y análisis de datos.

El entorno de programación de LabVIEW simplifica la integración de hardware para aplicaciones de ingeniería, lo que permite tener una manera consistente de adquirir datos desde hardware de NI y de terceros. LabVIEW reduce la complejidad de la programación, así lo que permite enfocarse directamente en el problema de ingeniería. También permite visualizar resultados inmediatamente con la creación integrada de interfaces de usuario de clic-y-arrastre y visualizadores de datos integrados. Para convertir los datos adquiridos en resultados del negocio reales, es posible desarrollar algoritmos para análisis de datos y control avanzado con IP de matemáticas y procesamiento de señales o reutilizar bibliotecas propias del usuario desde una variedad de herramientas. Para garantizar la compatibilidad con otras herramientas de ingeniería, LabVIEW puede interactuar o reutilizar bibliotecas de otros software y lenguajes de fuente abierta [49].

3. Metodología e Implementación

En la figura 20 se muestra el diagrama de bloques de la solución implementada

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Figura 20. Diagrama de Bloques de la Solución [El Autor].

Al tener en cuenta la problemática que se ha descrito anteriormente se ha hecho un módulo didáctico, el cual se basa en capturar las señales de las 12 derivaciones cardíacas estándar, estas señales son tratadas analógicamente con el fin de adecuarlas para que puedan ser interpretadas, luego dichas señales entran al PSoC 5LP para ser convertidas a señales digitales y posteriormente son enviadas a un computador donde por medio de programación pertinente del software LabVIEW son visualizadas a través de una interfaz gráfica. A lo largo de este proceso los estudiantes podrán ver el paso a paso de las señales en cada una de sus etapas para adquirir los conocimientos allí involucrados, haciendo este módulo diferente a los que comúnmente se encuentran.

3.1. Componentes utilizados para adquirir las señales

3.1.1. Alimentación

Se adquirieron 2 baterías mostradas en la figura 21, de 12 voltios y 4 amperios cada una, fabricadas a partir de baterías más pequeñas de Litio para lograr estas características. Estas baterías fueron conectadas en serie para obtener los +12V y –12V, cuyo fin es energizar los circuitos analógicos implementados en las etapas de adquisición, preamplificación, filtrado y amplificación final.

Figura 21. Baterías implementadas [El Autor].

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3.1.2. Electrodos

Los electrodos seleccionados para ser implementados se muestran en la figura 22, electrodos de la marca 3M, REF: 2228 para monitorización electrocardiográfica. Su elección se hizo debido a que son electrodos desechables de muy fácil adquisición, lo que facilita la realización de las pruebas por parte de los estudiantes.

Figura 22. Electrodos para Electrocardiografía utilizados [El Autor].

3.1.3. Cables para electrodos

Se adquirieron unos cables con un conector que permite la conexión con los electrodos desechables previamente mencionados, y se le adecuó una terminal de tipo banana en el extremo opuesto para facilitar su conexión con el equipo fabricado. Los cables también poseen la característica de extenderse ya que vienen enroscados de manera semejante a algunos cables de bocinas de algunos teléfonos fijos, como se muestra en la figura 23.

Figura 23. Cables para electrodos utilizados [El Autor].

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3.2. Adquisición y acondicionamiento analógico de las Señales Electrocardiográficas

3.2.1. Aislamiento eléctrico del paciente

En el circuito de la figura 24, la señal proveniente del electrodo pasa a través de un filtro pasivo RC cuya frecuencia de corte es 1 KHz, el cual se usa para eliminar el ruido electromagnético. Este filtro cuenta con una resistencia de 330 KΩ, restringiendo la circulación de corrientes parásitas hacia el paciente a 36 µA, inferior a la restricción de 50 µA que se aconseja sea el máximo que debe circular por el cuerpo humano.

Figura 24. Circuito de aislamiento eléctrico del paciente [El Autor].

Posterior al filtro se encuentra una protección contra la desfibrilación utilizando los diodos de alta velocidad 1N4148, protegiendo al paciente y a la entrada del seguidor de tensión de posibles sobretensiones.

Finalmente, la señal llega a un seguidor de tensión implementado con el integrado TL084, el cual posee entradas J-FET de alta impedancia de entrada y una salida baja, con el fin de hacer acople de impedancias.

3.2.2. Circuito de la Red de Wilson y electrodo de la pierna derecha

La Red de Wilson es un circuito mostrado en la figura 25, compuesto por un arreglo de resistencias de 10 KΩ del cual se obtiene la Terminal Central de Wilson, el cual es el punto tomado como referencia de potencial cero en el cuerpo humano a la hora de tomar los potenciales precordiales de la actividad cardíaca y obtener el voltaje en modo común para el electrodo de la pierna derecha.

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Figura 25. Circuito de la Red de Wilson [El Autor].

La central de Wilson es llevada a un seguidor de tensión como se observa en la figura 26, para acople de impedancias y esta salida es la que servirá de referencia para la toma de los potenciales cardíacos de las derivaciones precordiales. Simultáneamente, esta salida de la Central de Wilson es conducida hacia el electrodo de la pierna derecha con el fin de reducir el ruido, la señal es amplificada e invertida, colocando un condensador en paralelo para evitar posibles oscilaciones de la señal, posterior a ellos pasa por los diodos de protección contra desfibrilación y el filtro para evitar el ruido electromagnético y finalmente la señal es inyectada al electrodo de la pierna derecha.

Figura 26. Circuito del Electrodo Pierna Derecha [El Autor].

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3.2.3. Preamplificación de la señal Bioeléctrica

Para esta etapa se hizo uso del amplificador de instrumentación AD620, el cual es el indicado para la preamplificación de este tipo de señales bioeléctricas, debido a que reduce en gran manera el ruido procedente del potencial cardíaco medido al tener un alto rechazo al modo común. Su implementación se muestra en los circuitos de las figuras 27 a la 29.

Figura 27. Circuito de preamplificación de la señal Bioeléctrica de la derivación Bipolar DII [El Autor].

Figura 28. Circuito de preamplificación de la señal Bioeléctrica de la derivación Unipolar aVL [El Autor].

Figura 29. Circuito de preamplificación de la señal Bioeléctrica de la derivación precordial V1 [El Autor].

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Esta es la primera preamplificación a la que es sometida la señal electrocardiográfica, como cualquier amplificador operacional, la ganancia no debe ser excesivamente alta ya que puede saturarse, además de amplificar señales de ruido presentes en la entrada junto con la señal de potencial cardíaco, lo que haría que la señal al final se obtenga no sea la adecuada.

La fórmula para calcular la ganancia de este amplificador de instrumentación es

𝐺 =49.4𝐾Ω

𝑅𝐺+ 1 (3)

Asumiendo una ganancia de 16, reemplazamos este valor para encontrar la resistencia de ganancia que cumpla esta condición

16 =49.4𝐾Ω

𝑅𝐺+ 1 (4)

𝑅𝐺 = 3293,33 Ω

El valor comercial más cercano es la resistencia de 3.3 KΩ, la cual al ser reemplazada en la fórmula nos dará el valor de la ganancia final

𝐺 =49.4 𝐾Ω

3.3 𝐾Ω+ 1 (5)

𝐺 = 15,9696

El cual es un valor bastante cercano a la ganancia de 16 que se quiere establecer.

3.2.4. Filtrado analógico

Para obtener la señal del potencial cardíaco medido libre de otras componentes de frecuencia, se hace necesaria la implementación de filtros analógicos que permitan sólo como resultado las frecuencias que componen dicha señal cardíaca. Dada la disposición en la que se usarán los electrodos, como en una prueba de esfuerzo o ergometría, todos los electrodos irán ubicados en la región frontal del torso, bajo estas condiciones, las señales de los distintos potenciales cardíacos cumplen un rango de frecuencia entre 0.5 Hz y 40 Hz.

Es por esto que se hace necesaria la implementación de un filtro pasa banda entre estas frecuencias, y para facilitar su uso, se diseñaron 2 filtros, un pasa bajos con frecuencia de corte en 40 Hz, y un pasa alto con frecuencia de corte en 0.5 Hz, obteniendo así la respuesta de un filtro pasa banda entre estas dos frecuencias de corte.

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Adicional a esto, se implementó un filtro rechaza banda con una frecuencia de corte de 60 Hz para eliminar posibles interferencias de la red eléctrica, en el caso de usar baterías, ya que el cuerpo humano puede funcionar como antena captando estas señales, o en el caso de usar la alimentación de una fuente externa, ya que se encuentra directamente conectada a la red.

Para el diseño de los filtros se usó el software Filter pro, en el cual se daban los parámetros de cada filtro y una vez obtenido es esquemático se hacían los ajustes a los componentes de valores comerciales más cercanos.

3.2.4.1. Filtro pasa bajos

Como ya se mencionó, la frecuencia de corte de este filtro es de 40 Hz. El filtro diseñado se muestra en la figura 30, es un filtro activo de segundo orden de tipo Butterworth, esto con el fin de obtener la respuesta más plana que sea posible hasta la frecuencia de corte, de ganancia unitaria y topología Sallen Key, para que la salida no sea invertida. El Q obtenido para este filtro es de 0.71.

Figura 30. Circuito Filtro Pasa bajos de 40 Hz [El Autor].

3.2.4.2. Filtro pasa altos

La frecuencia de corte de este filtro es de 0,5 Hz. El filtro diseñado se muestra en la figura 31, es un filtro activo de segundo orden de tipo Butterworth, de ganancia unitaria y topología Sallen Key, para que la salida no sea invertida. El Q obtenido para este filtro es de 0.71. La señal de salida proveniente del filtro pasa bajos, es la entrada de este filtro pasa altos.

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Figura 31. Circuito Filtro Pasa altos de 0,5 Hz [El Autor].

3.2.4.3. Filtro Rechaza banda

La frecuencia de corte de este filtro es de 60 Hz. El filtro diseñado se muestra en la figura 32, es un filtro activo de segundo orden de tipo Butterworth, de ganancia 1.83 y topología Sallen Key, para que la salida no sea invertida. El Q obtenido para este filtro es de 2,94. La señal de salida proveniente del filtro pasa bajos es la entrada de este filtro pasa altos.

Figura 32. Circuito Filtro Rechaza Banda de 60 Hz [El Autor].

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La ganancia de este filtro está dada por:

𝐺 =𝑅′

𝑅+ 1 (6)

𝐺 =10 𝐾Ω

12 𝐾Ω+ 1

𝐺 = 1.83

La salida de este filtro rechaza banda es la señal de la señal del potencial cardíaco totalmente filtrada, así que ya está lista para ser amplificada debido a que se ha librado del ruido en casi su totalidad.

3.2.5. Amplificación Final

Las señales de los distintos potenciales cardíacos han sido amplificadas hasta este punto 29,2777 veces (15,9696 en la etapa de preamplificación con el AD620 y 1.83 veces con el filtro rechaza banda). Dado que la amplitud es estas señales está en el orden de los milivoltios y que su amplitud total no supera los 4 mV, se ha optado por amplificar la señal un total de mil veces, con el fin de que al momento de su visualización en la interfaz de usuario se facilite, dado que 1V de amplitud se la señal sería equivalente a 1 mV, mostrando la amplitud real de los potenciales cardíacos.

Se efectúan los cálculos para saber la ganancia necesaria en esta etapa de amplificación final para cumplir la ganancia total de 1000

𝐺𝐹 =1000

29,2245 (7)

𝐺𝐹 = 34,2179 ≌ 34

Se obtiene que, con una ganancia en la amplificación final de 34, la ganancia total del acondicionamiento de la señal sería de 995,44 veces, suficientemente cercana a los 1000 deseados.

Se utilizó un amplificador operacional TL084 para esta amplificación final como se muestra en la figura 33, en configuración no inversora ya que el LM324 era sensible al ruido y dañaba levemente la señal.

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Figura 33. Circuito amplificación final [El Autor].

La ganancia de esta amplificación final está dada por:

𝐺 =𝑅′

𝑅+ 1 (6)

𝐺 =33 𝐾Ω

1 𝐾Ω+ 1

𝐺 = 34

3.2.6. Sumador para el acondicionamiento para la etapa digital

Dado que algunas de las señales de las derivaciones cardíacas tienen componente de voltaje negativo, se hace necesario un acondicionamiento para la etapa digital, ya que esta sólo recibe voltajes positivos, por lo que se implementó un circuito sumador de voltaje mostrado en la figura 34. El valor del voltaje que va a ser sumado se obtiene de un divisor de voltaje, el cual varía dado que se obtiene a partir de un Trimmer de 5 KΩ, dado que no todas las señales de todos los pacientes tienen exactamente la misma amplitud y se necesitará variar la amplitud de este voltaje.

Figura 34. Circuito Sumador y Seguidor para el acondicionamiento de la señal cardíaca [El Autor].

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Posterior al sumador, hay un seguidor de voltaje, alimentado entre 0 y 6.2V, gracias a un diodo Zenner 1N753A, esto se hace ya que la señal cardíaca es muy sensible al ruido, y dado que se está amplificando 1000 veces, algunos picos de voltaje pueden superar los 5 voltios en la entrada del PSoC 5 LP, poniéndolo en riesgo de sufrir algún daño. Dado que el consumo del operacional es de 1.3V, el voltaje a su salida cuando este se satura es de 4.9V, de esta manera se protege el PSoC sin dañar la señal original del potencial cardíaco de las distintas señales.

3.3. Digitalización y Procesamiento de las Señales Electrocardiográficas

3.3.1. Conversor Análogo Digital

Para la digitalización de las señales se usa el microcontrolador PSoC 5 LP programado por medio del software PSoC creator. Dado que, por practicidad, facilidad de uso y ahorro de componentes y recursos, se han implementado 6 interruptores para la selección de las derivaciones a mostrar (las 3 derivaciones bipolares y las 3 derivaciones unipolares o las 6 derivaciones precordiales), lo que traduce en 6 conversores ADC más el valor del voltaje del sumador, el cuál después será restado digitalmente para la visualización de las señales en su amplitud real, se hace necesaria la implementación de 7 canales de ADC.

La implementación de los 7 canales de ADC se hizo por medio de un multiplexor análogo de 7 canales, el cual va conectado a un bloque de ADC Delta Sigma referenciado a tierra, como se muestra en la figura 35, configurado a una resolución de 16 bits, la cual es suficiente para el muestreo de las señales electrocardiográficas.

Figura 35. Bloques de Multiplexor Análogo y Conversor Análogo Digital en PSoC Creator [El Autor].

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Los valores del de ADC se almacenan en un vector de 7 elementos enteros, uno para cada canal y posteriormente este valor entero se convierte al valor del voltaje con un vector de 7 posiciones de tipo float.

3.3.2. Detección del Complejo QRS y cálculo de la frecuencia cardíaca

Para el cálculo de la frecuencia cardíaca se utilizaron las señales del canal 5 del multiplexor análogo, las cuales dependiendo de la posición del selector de derivaciones corresponden a la derivación unipolar aVF o la derivación precordial V6, ya que ambas señales están conectadas al mismo canal del ADC y tienen un complejo QRS fácil de detectar.

Figura 36. Bloques de voltaje de referencia y comparador de voltaje en PSoC Creator para obtener el detector de QRS [El Autor].

En la figura 36, se utilizó un bloque de VDAC para obtener el voltaje de referencia al cual se va a comparar la señal electrocardiográfica, este voltaje se configura a 3.3V, de tal manera que cada vez que el voltaje proveniente del canal 5 del multiplexor sobrepase este valor, habrá un pulso a la salida, es decir, un complejo QRS es detectado.

Para el conteo de los pulsos provenientes del bloque de comparador, se hizo uso de una interrupción asociada a un bloque de timmer mostrado en la figura 37, configurado a un periodo de 10ms. En esta interrupción se establece una variable que se incrementa cada ciclo de reloj hasta completar los 15 segundos, dentro los cuales detecta la cantidad de pulsos provenientes de la salida del comparador. Dado que el valor de los pulsos obtenidos es en un tiempo de 15 segundos, este valor se multiplica por cuatro para obtener la cantidad de pulsos en un minuto, es decir, la frecuencia cardíaca en latidos por minuto.

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Figura 37. Bloque Timmer en PSoC Creator implementado para el conteo de pulsos y cálculo de la frecuencia cardíaca [El Autor].

3.3.3. Envío de Datos a través del Puerto Serie

Los datos de los voltajes de los 7 canales del ADC correspondientes a las 6 derivaciones seleccionadas y al valor del voltaje del sumador más el dato correspondiente a la frecuencia cardiaca en latidos por minuto, son enviados a través del puerto serie hacia el software de LabVIEW para su visualización e interpretación por el usuario.

Figura 38. Bloque UART en PSoC Creator implementado para la comunicación serial [El Autor].

En la figura 38, se muestra cómo se implementó el bloque UART para la comunicación serial y se definieron los pines RX y TX que el microcontrolador tiene orientados a este fin, posterior a esto se estableció la velocidad de bits por segundo en 115200 baudios.

Posterior a esto, en la figura 39, se implementó un bloque de PWM mediante el cual se controla la velocidad a la cual el PSoC le envía los datos al computador, y, por

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ende, a la interfaz gráfica en el software LabVIEW. Esta velocidad está determinada por el periodo al cual se configure el PWM. Para esto, se crea una interrupción en la cual se hará el envío de los datos a través del puerto serie.

Figura 39. Bloque de PWM en PSoC Creator utilizado para el envío de datos por el puerto serie [El Autor].

Se crea una variable de tipo char en la cual se guardan los valores obtenidos de los voltajes de los canales ADC y del valor calculado de la frecuencia cardíaca y se envían por el puerto serie. Previo a esto, cada valor fue concatenado con el fin de facilitar su identificación en el programa realizado para la visualización, en el caso de los canales del ADC, cada uno está precedido por el número del canal al cual pertenece seguidos de dos puntos y el valor (“0:X.XXX1:X.XXX, etc) y el número de latidos minuto está precedido por las siglas “HR:XXX” y el valor del dato.

3.4. Visualización de las señales ECG

Para la visualización de las señales de los voltajes de las distintas derivaciones ECG que vienen a través del puerto serie, se implementó el software LabVIEW en su versión 2011, dado que el laboratorio de eléctrica de la Facultad Tecnológica de la Universidad Distrital cuenta con dicha licencia.

3.4.1. Lectura de datos del puerto serie

Como ya se mencionó anteriormente, los datos de los valores de los voltajes de las señales de las derivaciones ECG se enviaron desde el PSoC, utilizando el puerto serie hacia el computador, por lo que se hace necesaria la configuración de este puerto en el software LabVIEW, la cual se muestra en la figura 40.

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Figura 40. Configuración de la comunicación serial en LabVIEW [El Autor].

Para esto se hace uso del módulo VISA, un complemento en el software LabVIEW que permite el uso del puerto serie en este software. Se inicia configurando los parámetros del puerto serie con el bloque de configuración del puerto serie, allí se crea un control dentro de una estructura “Event”, que a su vez se encuentra dentro de un ciclo “While”, dependiendo su ejecución del botón “Iniciar Prueba”. Esto permite que, al ejecutar el programa, el usuario pueda establecer el puerto COM antes de iniciar la prueba, eliminando un error que se generaba al no establecer dicho puerto antes de ejecutar la aplicación.

Posterior a eso se crea una constante en la terminal de tasa de baudios y se establece su valor en 115200, dado que a esta tasa se envían los daos desde el PSoC. Enseguida se usa un bloque que descarta que no hallan eventos anteriores y luego se crea un evento y en la terminal de tipo de evento se establece una constante en “Serial Character”, lo que permite que apenas halla un carácter en el puerto serie, empiece la comunicación.

Se crea una estructura “Case”, dentro de la cual se implementa un bloque “Wait for event”, y se crea una constante que se establece en 3000, valor que traduce en 3 segundos, lo que significa que cada 3 segundos va a revisar si hay un evento. En seguida se utiliza el bloque “Read”, el cual permite leer los datos que llegan a través del puerto serie. Allí se configura una constante en el conteo de Bytes en 80 y la salida de los datos se obtiene en la terminal “Read buffer”. Todo esto dentro de un ciclo “While” que a su vez se encuentra dentro de la estructura “Case”, la cual se ejecuta si no hay ningún error en la configuración previa del puerto serie, verificado por la estructura “Status”.

Finalmente, se deshabilita el evento, se cierra el evento y se cierra el puerto serie, todo esto fuera de la estructura “Case”, todo esto se hace en cada uno de los 3 VI’s correspondientes cada uno a las derivaciones bipolares, las unipolares y las precordiales respectivamente.

3.4.2. Separación de datos por canal y gráficas de las Derivaciones del ECG

Cuando los datos son enviados desde el PSoC hacia el computador, cada canal se encuentra precedido por su número en orden ascendente desde el 0 hasta el 6 (7 canales de ADC), seguido del signo dos puntos (:) y el valor del voltaje del ADC con

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3 cifras decimales. Para el caso del valor de la frecuencia cardiaca, las letras HR seguidas de los dos puntos (:) y el valor de la frecuencia con hasta 3 enteros de longitud. De esta manera, en LabVIEW se obtiene una cadena de caracteres continua, como se muestra a continuación en un ejemplo:

HR:860:1.6841:2.3652:3.5873:1.6584:4.1585:2.9876:3.214

Es por esto que se hace necesario separar cada valor de voltaje de acuerdo al canal al cual pertenece, para ello se usa el bloque “Match Pattern”, el cual busca una coincidencia de acuerdo a la que se le indique, y se le dice qué cantidad de caracteres tomar enseguida de ésta coincidencia, por ejemplo “0:…..”, es decir, toma 5 caracteres después del “0:” que serían el valor entero, el punto decimal y las 3 cifras decimales, incluido el “0:” previo.

Una vez hecho esto, cada canal se encuentra separado con su respectivo valor de voltaje. Dado que los datos son de tipo String, hay que convertirlos a un valor numérico para posteriormente ser graficados, esto se logra con el bloque “Fract/Exp String To Number Function”, el cual permite establecer un offset que sería de 2 en el caso de los canales del ADC, esto con el fin de eliminar el número del canal y el signo dos puntos de cada canal y tomar solamente el valor numérico del voltaje que a éste corresponde. En el caso del valor de la frecuencia cardíaca, este offset tendría un valor de 3, ya que son 3 caracteres los que hay que eliminar (HR:).

Todo este proceso se muestra en la figura 41.

Figura 41. Separación de datos por canal y gráficas de las Derivaciones Bipolares del ECG [El Autor].

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Para el caso del VI de las derivaciones unipolares, se usan los canales 3, 4 y 5 del ADC, correspondientes a las derivaciones aVR, aVL y aVF, y para el VI de las derivaciones precordiales se utilizan los 6 canales, de V1 A V6.

El canal 6 corresponde al voltaje que fue sumado para adecuar la señal entre 0 y 5 voltios para el PSoC, y este también pasa por el conversor análogo digital, cuyo valor es posteriormente restado digitalmente a cada una de las derivaciones, con el fin de obtener el nivel de voltaje original de cada una de las derivaciones ECG.

Por último, cada una de las señales de las derivaciones del ECG es llevada al bloque “Waveform Chart”, cuyo propósito es graficar los voltajes de cada una de las derivaciones. En el caso de la frecuencia cardíaca, se crea un indicador que muestre este valor.

3.4.3. Almacenamiento de las imágenes de las derivaciones

Para almacenar las imágenes, se creó un botón para cada una de las gráficas de las derivaciones, como se muestra en la figura 42, con el fin de que, al momento de pulsarlo, se guarde la imagen presente en la gráfica en se instante. Para lograr esto, se creó una estructura “Event”, con cada evento enlazado al cambio de valor de cada uno de los botones.

Dentro de cada uno de estos eventos, se utilizó el bloque “Get Image”, obtenido a partir de cada una de las gráficas utilizadas, y los datos de la imagen a la salida se conectan a la entrada del bloque “Write JPEG File VI”, en el cual se crea el archivo de imagen en formato .jpg.

Figura 42. Almacenamiento de las imágenes de las señales de las derivaciones bipolares en LabVIEW [El Autor].

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Para establecer la ruta de almacenamiento, se crea un control en el cual usuario pega la dirección donde quiere que se almacenen las imágenes, posteriormente, utilizando el bloque de concatenar, este dato del almacenamiento y esto se concatena con varios datos en este orden: Ruta de almacenamiento\Nombre de la Derivación – Nombre del Paciente – Edad del paciente – Sexo del paciente.jpg. De esta forma, un ejemplo de la ruta de almacenamiento que recibe el bloque que guarda la imagen podría ser:

C:\Users\calc_\Desktop\Imágenes ECG Test\Imágenes Derivaciones Bipolares\ Derivación DI – Camilo Andrés López – 23 Años – Sexo Masculino.jpg

La parte de la dirección que está en negrilla es la ruta que establece el usuario, el resto de datos como el nombre, la edad y el sexo, son diligenciados por el usuario antes de iniciar la prueba.

3.4.4. Interfaz de Usuario

Una vez se ejecuta el programa, se despliega una ventana principal, mostrada en la figura 43, desde la cual el usuario selecciona entre tres distintas ventanas, el tipo de derivaciones que quiere observar, estas posibles selecciones son las derivaciones bipolares, las derivaciones unipolares o las derivaciones precordiales.

Figura 43. Ventana del menú principal interfaz de usuario en LabVIEW [El Autor].

Para realizar el salto de ventana, se creó un VI encargado de esta función, cuya rutina es mostrada en la figura 44, el cual es invocado desde la ventana principal, cuya rutina se muestra en la figura 45. Para cada salto hacia una de las 3 ventanas se creó una estructura “Case”, la cual se ejecuta de acuerdo a la activación del botón que direcciona hacia dicha ventana. Mediante la función “Static VI Reference”,

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se invoca cada uno de los VI’s correspondientes a las derivaciones, y se enlazan con la rutina de salto, permitiendo dirigirse hacia la ventana que el usuario decida desde el menú principal.

Figura 44. Rutina de salto de ventana en LabVIEW [El Autor].

Figura 45. Rutina del VI del menú principal en LabVIEW [El Autor].

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Una vez el usuario hace la selección de cuáles son los tipos de derivaciones del ECG que desea observar, se abre la ventana correspondiente e inmediatamente se despliega, de manera automática, una ventana de interacción con el usuario como se muestra en la figura 46, en la cual se le pide diligenciar su nombre, edad y sexo, ya que estos datos son utilizados para almacenar las imágenes de las derivaciones cuando se elija esta opción.

Figura 46. Ingreso de datos del paciente en LabVIEW [El Autor].

Se crearon unos mensajes de error por si alguno de los datos solicitados no llegase a ser diligenciado, indicándole al paciente que para continuar debe de llenarlos. La configuración de dichos mensajes se muestra en la figura 47.

Figura 47. Configuración de los mensajes de error en el diligenciamiento de los datos del paciente en LabVIEW [El Autor].

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Una vez los datos han sido diligenciados correctamente y no hay errores, se despliega un mensaje mostrado en la figura 48, en el cual se le notifica al usuario que debe seleccionar el puerto COM adecuado y la ruta de almacenamiento de las imágenes, y si no se llegase a llenar estos datos de manera correcta, se despliegan mensajes de error indicándole al usuario si no realizó alguno de estos procedimientos. La configuración de estos mensajes de error se muestra en la figura 49.

Figura 48. Mensaje de información al usuario sobre la selección del puerto COM y la ruta de almacenamiento

de imágenes en LabVIEW [El Autor].

Figura 49. Configuración de los mensajes de error del puerto COM y la ruta de almacenamiento en LabVIEW [El Autor].

Una vez diligenciados todos los campos requeridos, se podrá dar inicio a la prueba dando click en el Botón “Iniciar Prueba”. En la ventana de las derivaciones bipolares, así como en la de las derivaciones unipolares, se encuentran 3 gráficas; DI, DII y DIII en el caso de las derivaciones bipolares y aVR, aVL y aVF en el caso de las derivaciones unipolares. En el caso de la ventana de las derivaciones precordiales, se encontrarán 6 gráficas, de la derivación V1 a la v6.

En la parte superior de cada ventana se encuentra la casilla desplegable para la selección del puerto COM, la casilla en la cual se pega la ruta de almacenamiento establecida por el usuario, la información de la frecuencia cardíaca del paciente, dada en latidos por minuto, el botón “Iniciar Prueba” y el botón “Regresar” que

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permite volver al menú principal. Cada gráfica de cada una de las derivaciones cuenta con su propio botón de guardar imagen; el cual una vez este sea presionado, guardará la imagen en ese instante mostrada en la gráfica en la ruta previamente establecida, si llegase a existir una imagen previa del mismo paciente, esta será sobre escrita.

Las imágenes de las interfaces de las ventanas en el software LabVIEW, correspondientes a las derivaciones bipolares, las derivaciones unipolares y las derivaciones precordiales se muestran en las figuras 50 51 y 52 respectivamente.

Figura 50. Interfaz de usuario para las derivaciones Bipolares de las Extremidades en LabVIEW [El Autor].

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Figura 51. Interfaz de usuario para las derivaciones Unipolares de las Extremidades en LabVIEW [El Autor].

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Figura 52. Interfaz de usuario para las derivaciones precordiales en LabVIEW [El Autor].

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4. Pruebas y Análisis de Resultados

Una vez se obtienen las baquelas de la etapa de procesamiento analógico de las distintas señales de las derivaciones electrocardiográficas, se procede a constatar que el procesamiento sea el adecuado, con el fin de obtener las señales correctas y que sean de una calidad metrológica que permita su correcta lectura sin problemas. La figura 53 muestra la correcta conexión de los 10 electrodos necesarios (Brazo derecho, brazo izquierdo, pierna izquierda, pierna derecha, V1, y V2, V3, V4, V5 y V6) para obtener las señales de las 12 derivaciones cardíacas estándar, una vez realizadas estas conexiones, se proceden a realizar las pruebas.

Figura 53. Conexión de los electrodos para obtener las señales de las 12 derivaciones ECG [El Autor].

Una vez las señales son adecuadas para la etapa digital, se proceden a hacer las pruebas con el programa desarrollado en el software LabVIEW. Vale la pena recalcar que, la señal ha sido amplificada mil veces para poder tener una equivalencia con la señal cardíaca original en milivoltios, pero que la amplitud real con la que se trabaja la señal es en voltios.

Para realizar estas pruebas se hace la integración total del equipo, en una caja donde se almacenan las baquelas desarrolladas, las baterías, cargadores y el cableado de las distintas entradas y salidas que requiere el equipo como se muestra en la figura 54.

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Figura 54. Módulo Didáctico para Pruebas de Electrocardiografía [El Autor].

En la parte superior izquierda, el módulo cuenta con un selector de alimentación, el cual permite elegir al usuario si trabaja con la alimentación interna proveída por unas baterías de Litio de 12 Voltios y 4 Amperios cada una, o si desea conectar una fuente externa. La alimentación interna tiene salidas tipo bornera para alimentar posibles aplicaciones externas y la alimentación externa tiene bornas e las cuales se conecta la fuente externa previamente mencionada. Dicha selección de la alimentación se hace con el fin de que el estudiante compruebe que la señal electrocardiográfica se ve menos afectada al trabajar con fuentes tipo batería que con una fuente de voltaje tradicional.

En la parte inferior izquierda se encuentran las conexiones para los 10 electrodos a partir de los cuales se obtienen las 12 derivaciones cardíacas estándar. En el lado izquierdo, se encuentran las conexiones correspondientes a los 4 electrodos de las extremidades corporales (brazo derecho, brazo izquierdo, pierna izquierda y pierna derecha) a partir de los cuales se obtienen las 6 derivaciones de las extremidades (3 Bipolares y 3 monopolares), y al lado derecho de estas se encuentran las 6 conexiones correspondientes a los 6 electrodos a partir de los cuales se obtienen las 6 derivaciones precordiales (V1 a V6).

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En la parte superior derecha se encuentran 6 selectores de derivaciones, para seleccionar entre las 6 derivaciones de las extremidades o las 6 derivaciones precordiales y visualizarlas en el software desarrollado en LabVIEW. Finalmente, en la parte inferior derecha se encuentras los puntos de medición establecidos. El voltaje del sumador, el cual se recomienda debe estar ajustado en 2 voltios, y debajo de él su trimmer de ajuste para calibrar dicho voltaje. También se encuentra la señal del electrodo correspondiente al brazo izquierdo, y dependiendo de la posición del selector, se puede ver la señal DII o V2 la señal preamplificada, la señal filtrada y la señal amplificada. Por último, se encuentra el detector del complejo QRS el cual emite un pulso por cada complejo QRS que es detectado.

En la parte lateral izquierda se encuentra el interruptor de encendido y apagado y en la parte trasera inferior se encuentra la conexión del puerto USB y el conector para cargar las baterías.

4.1. Señales de las derivaciones cardíacas de la etapa análoga medidas con el osciloscopio

A continuación, se muestran las señales de las 12 derivaciones cardíacas medidas con el osciloscopio, hasta la etapa de la amplificación final.

4.1.1. Derivaciones Bipolares de las Extremidades

En la figura 55 se muestra la derivación bipolar DI medida en la etapa final con el osciloscopio. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 604 mV, su voltaje máximo promedio es de 712 mV representado en la onda T, y su voltaje mínimo promedio es de 108 mV representado en la onda S. Se observa que la Onda P tiene una amplitud aproximada de 50 mV, la onda R tiene una amplitud aproximada de 190 mV y la onda Q no es perceptible, así como tampoco la onda U. Su periodo total es aproximadamente 760 ms.

En la figura 56 se muestra la derivación bipolar DII medida en la etapa final con el osciloscopio. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 2,18 V, su voltaje máximo promedio es de 2,20 V representado en la onda R, y su voltaje mínimo promedio es de 20 mV representado en la onda S. Se observa que la onda P tiene una amplitud aproximada de 150 mV, la onda Q tiene una amplitud aproximada de 80 mV, la onda T tiene una amplitud aproximada de 400 mV y la onda U no es perceptible. Su periodo total es aproximadamente 760 ms.

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Derivación DI Derivación DII

Figura 56. Derivación DI medida con el osciloscopio [El Autor].

En la figura 57 se muestra la derivación bipolar DIII medida en la etapa final con el osciloscopio. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 1,86 V, su voltaje máximo promedio es de 1,88 V representado en la onda R, y su voltaje mínimo promedio es de 20 mV representado en la onda Q. La onda P tiene una amplitud aproximada de 100 mV y la onda T tiene una amplitud aproximada de 250 mV. Las ondas S y U no pueden ser percibidas. Su periodo total es aproximadamente 750 ms.

Derivación DIII

Figura 57. Derivación DIII medida con el osciloscopio [El Autor].

Figura 55. Derivación DII medida con el osciloscopio [El Autor].

65

4.1.2. Derivaciones Unipolares o Aumentadas de las Extremidades

En la figura 58 se muestra la derivación unipolar aVR, medida en la etapa final con el osciloscopio. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 1,53 V, su voltaje máximo promedio es de 480 mV representado en la onda S, y su voltaje mínimo promedio es de -1,05 V representado en la Onda R. La onda P tiene una deflexión negativa de amplitud aproximada de 80 mV, al igual que la onda T, cuya amplitud aproximada es de 220 mV. Las ondas Q y U no pueden ser percibidas. Su periodo total es aproximadamente 750 ms.

En la figura 59 se muestra la derivación unipolar aVL, medida en la etapa final con el osciloscopio. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 1,31 V, su voltaje máximo promedio es de 112 mV representado en la onda R, y su voltaje mínimo promedio es de -1,19 V representado en la onda S con componente negativa. La onda P tiene una amplitud aproximada de 30 mV y la oda T tiene una amplitud aproximada de 60 mV. Las ondas Q y U no pueden ser percibidas. Su periodo total es aproximadamente 740 ms.

Derivación aVR Derivación aVL

Figura 58. Derivación aVR medida con el osciloscopio [El Autor].

En la figura 60 se muestra la derivación unipolar aVF, medida en la etapa final con el osciloscopio. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 1,92 V, su voltaje máximo promedio es de 1,90 V representado en la onda R, y su voltaje mínimo promedio es de -20 mV representado en la onda S. La onda Q tiene una amplitud aproximada de 50 mV, la onda P tiene una amplitud aproximada de 200 mV al igual que la onda T. Su periodo total es aproximadamente 690 ms.

Figura 59. Derivación aVL medida con el osciloscopio [El Autor].

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Derivación aVF

Figura 59. Derivación aVF medida con el osciloscopio [El Autor].

4.1.3. Derivaciones Precordiales

En la figura 61 se muestra la derivación precordial V1, medida en la etapa final con el osciloscopio. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 1,05 V, su voltaje máximo promedio es de 928 mV representada por el intervalo ST, y su voltaje mínimo promedio es de -120 mV representado por la onda S. La onda P tiene una amplitud aproximada de 60 mV y la onda T tiene una deflexión negativa de aproximadamente 200 mV de amplitud. Las ondas Q y U no pueden ser percibidas. Su periodo total es aproximadamente 800 ms.

En la figura 62 se muestra la derivación precordial V2, medida en la etapa final con el osciloscopio. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 1,88 V, su voltaje máximo promedio es de 1,18 V representado en la onda R, y su voltaje mínimo promedio es de -700 mV representado en la onda S. La onda P tiene una amplitud aproximada de 50 mV y la onda T tiene una amplitud aproximada de 500 mV. Las ondas Q y U no pueden ser percibidas. Su periodo total es aproximadamente 800 ms.

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Derivación V1 Derivación V2

Figura 61. Derivación V1 medida con el osciloscopio [El Autor].

En la figura 63 se muestra la derivación precordial V3, medida en la etapa final con el osciloscopio. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 960 mV, su voltaje máximo promedio es de 728 mV representado por la onda R, y su voltaje mínimo promedio es de -232 mV representado por la onda S. La onda P tiene una amplitud aproximada de 50 mV, la onda U se hace levemente visible con una amplitud aproximada de 20 mV, La Onda T tiene una amplitud aproximada de 250 mV y la onda Q no es perceptible. Su periodo total es aproximadamente 710 ms.

En la figura 64 se muestra la derivación precordial V4, medida en la etapa final con el osciloscopio. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 1,68 V, su voltaje máximo promedio es de 1,18 V representado en la onda R, y su voltaje mínimo promedio es de -500 mV representado en la onda S. la onda P tiene una amplitud aproximada de 80 mV y la onda T tiene una amplitud aproximada de 200 mV. Las ondas Q y U no son perceptibles. Su periodo total es aproximadamente 760 ms.

Derivación V3 Derivación V4

Figura 63. Derivación V3 medida con el osciloscopio [El Autor].

Figura 60. Derivación V2 medida con el osciloscopio [El Autor].

Figura 62. Derivación V4 medida con el osciloscopio [El Autor].

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En la figura 65 se muestra la derivación precordial V5, medida en la etapa final con el osciloscopio. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 1,96 V, su voltaje máximo promedio es de 1,56 V representado en la onda R, y su voltaje mínimo promedio es de -400 mV representado en la onda S. La onda P tiene una amplitud aproximada de 100 mV, la onda Q tiene una amplitud aproximada de 80 mV en decaída y la onda T tiene una amplitud aproximada de 300 mV. La onda U no es perceptible. Su periodo total es aproximadamente 840 ms.

En la figura 66 se muestra la derivación precordial V6, medida en la etapa final con el osciloscopio. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 1,78 V, su voltaje máximo promedio es de 1,80 V representado en la Onda R, y su voltaje mínimo promedio es de 20 mV representado en la onda S. La onda P tiene una amplitud aproximada de 50 mV, la onda Q tiene una deflexión negativa de amplitud aproximada de 150 mV y la onda T tiene una amplitud aproximada de 200 mV. Su periodo total es aproximadamente 720 ms.

Derivación V5 Derivación V6

Figura 65. Derivación V5 medida con el osciloscopio [El Autor].

Todas las señales anteriormente mostradas fueron tomadas el mismo día y a la misma hora al mismo paciente, con el fin de que tuvieran el mismo marco de referencia. Adicional a esto, se hicieron varias mediciones en distintos días, para tener varias muestras, y como se ve en estas imágenes, las derivaciones con componente de voltaje negativa más grande son aVR y aVL, cuyos valores en ciertas mediciones alcanzaron los -1.5 voltios, razón por la cual el voltaje del sumador se establece en 2 voltios, valor suficiente para adecuar estas y las demás señales que tengan componente negativa de voltaje para su entrada en la etapa digital, así mismo, al sumar este valor no supera los 5 voltios en las señales con mayor componente de voltaje positiva como por ejemplo, la derivación bipolar DII.

Como se observa, ninguna señal supera los 3 voltios de amplitud total después de haber sido amplificada mil veces, el valor de amplitud máximo que se obtuvo

Figura 64. Derivación V6 medida con el osciloscopio [El Autor].

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después de realizar distintas pruebas fue de 2.4 voltios en la amplitud total de la derivación bipolar DII.

4.2. Señales de las derivaciones cardíacas en la etapa digital

4.2.1. Derivaciones Bipolares de las Extremidades

• Derivación DI

En la figura 67 se muestra la derivación bipolar DI, medida en la etapa digital con el aplicativo en LabVIEW desarrollado. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 0,8 mV, su voltaje máximo promedio es de 1 mV representado en la onda T, y su voltaje mínimo promedio es de 0,2 mV representado en la onda S. Se observa que la Onda P tiene una amplitud aproximada de 0.04 mV, y la Onda R tiene una amplitud promedio de 0.95 mV y la onda Q no es perceptible, así como tampoco la onda U. Su periodo total es aproximadamente 800 ms.

Figura 66. Derivación DI obtenida en la etapa digital [El Autor].

• Derivación DII

En la figura 68 se muestra la derivación bipolar DII, medida en la etapa digital con el aplicativo en LabVIEW desarrollado. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 2 mV, su voltaje máximo promedio es de 2,5 mV representado en la onda R, y su voltaje mínimo promedio es de 0,5 mV representado en la onda S. Se observa que la onda P tiene una amplitud aproximada de 0,7 mV, la onda Q tiene una amplitud aproximada de 0,9 mV, la onda T tiene una amplitud aproximada de 0,5 mV y la onda U no es perceptible. Su periodo total es aproximadamente 760 ms.

Figura 67. Derivación DII obtenida en la etapa digital [El Autor].

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• Derivación DIII

En la figura 69 se muestra la derivación bipolar DIII, medida en la etapa digital con el aplicativo en LabVIEW desarrollado. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 2 mV, su voltaje máximo promedio es de 2,3 mV, y su voltaje mínimo promedio es de 0,3 mV. La onda P tiene una amplitud aproximada de 1,1 mV y la onda T tiene una amplitud aproximada de 0,2 mV, la onda Q tiene una amplitud aproximada de 0,18 mV y la onda S tiene una amplitud aproximada de 0,05 mV. La onda U no puede ser percibida. Su periodo total es aproximadamente 780 ms.

Figura 68. Derivación DIII obtenida en la etapa digital [El Autor].

4.2.2. Derivaciones Unipolares o Aumentadas de las Extremidades

• Derivación aVR

En la figura 70 se muestra la derivación unipolar aVR, medida en la etapa digital con el aplicativo en LabVIEW desarrollado. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 1,4 mV, su voltaje máximo promedio es de 0,6 mV representado en la onda S, y su voltaje mínimo promedio es de -0,8 mV representado en la onda R. La onda P tiene una deflexión negativa de amplitud aproximada de 0,13 mV, al igual que la onda T, cuya amplitud aproximada es de 0,6 mV. Las ondas Q y U no pueden ser percibidas. Su periodo total es aproximadamente 740 ms.

Figura 69. Derivación aVR obtenida en la etapa digital [El Autor].

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• Derivación aVL

En la figura 71 se muestra la derivación unipolar aVL, medida en la etapa digital con el aplicativo en LabVIEW desarrollado. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 1,2 mV, su voltaje máximo promedio es de 0, mV representado en la onda R, y su voltaje mínimo promedio es de -0,8 mV representado en la onda S. La onda P tiene una amplitud aproximada de 0,05 mV y la oda T tiene una amplitud aproximada de 0,1 mV. Las ondas Q y U no pueden ser percibidas. Su periodo total es aproximadamente 710 ms.

Figura 70. Derivación aVL obtenida en la etapa digital [El Autor].

• Derivación aVF

En la figura 72 se muestra la derivación unipolar aVF, medida en la etapa digital con el aplicativo en LabVIEW desarrollado. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 1,95 mV, su voltaje máximo promedio es de 2,1 mV, y su voltaje mínimo promedio es de 0,25 mV. La onda Q tiene una amplitud aproximada de 0,1 mV, la onda P tiene una amplitud aproximada de 1,5 mV y la onda T tiene una amplitud aproximada de 0,35 mV. Su periodo total es aproximadamente 720 ms.

Figura 71. Derivación aVF obtenida en la etapa digital [El Autor].

4.2.3. Derivaciones Precordiales

• Derivación V1

En la figura 73 se muestra la derivación precordial V1, medida en la etapa digital con el aplicativo en LabVIEW desarrollado. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 1 mV, su voltaje máximo promedio es de 1,1 mV representado por el intervalo ST, y su voltaje mínimo promedio es de 0,05 mV

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representado por la onda S. La onda P tiene una amplitud aproximada de 0,08 mV y la onda T tiene una deflexión negativa de aproximadamente 0,28 mV de amplitud. Las ondas Q y U no pueden ser percibidas. Su periodo total es aproximadamente 790 ms.

Figura 72. Derivación V1 obtenida en la etapa digital [El Autor].

• Derivación V2

En la figura 74 se muestra la derivación precordial V2, medida en la etapa digital con el aplicativo en LabVIEW desarrollado. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 1,1 mV, su voltaje máximo promedio es de 1,5 mV representado en la onda R, y su voltaje mínimo promedio es de -0,6 mV representado en la onda S. La onda P tiene una amplitud aproximada de 0,05 mV y la onda T tiene una amplitud aproximada de 0,6 mV. Las ondas Q y U no pueden ser percibidas. Su periodo total es aproximadamente 790 ms.

Figura 73. Derivación V2 obtenida en la etapa digital [El Autor].

• Derivación V3

En la figura 75 se muestra la derivación precordial V3, medida en la etapa digital con el aplicativo en LabVIEW desarrollado. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 1,3 mV, su voltaje máximo promedio es de 1 mV representado en la onda R, y su voltaje mínimo promedio es de -0,3 mV representado en la onda S. La onda P tiene una amplitud aproximada de 0,05 mV, la onda U se hace levemente visible con una amplitud aproximada de 0,01 mV la Onda T tiene una amplitud de 0,35 mV y la onda Q no es perceptible. Su periodo total es aproximadamente 760 ms.

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Figura 74. Derivación V3 obtenida en la etapa digital [El Autor].

• Derivación V4

En la figura 76 se muestra la derivación precordial V4, medida en la etapa digital con el aplicativo en LabVIEW desarrollado. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 1,75 mV, su voltaje máximo promedio es de 1,35 mV representado en la onda R, y su voltaje mínimo promedio es de -0,4 mV representado en la Onda S. la onda P tiene una amplitud aproximada de 0,1 mV y la onda T tiene una amplitud aproximada de 0,4 mV. Las ondas Q y U no son perceptibles. Su periodo total es aproximadamente 830 ms.

Figura 75. Derivación V4 obtenida en la etapa digital [El Autor].

• Derivación V5

En la figura 77 se muestra la derivación precordial V5, medida en la etapa digital con el aplicativo en LabVIEW desarrollado. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 2,3 mV, su voltaje máximo promedio es de 2 mV representado en la onda R, y su voltaje mínimo promedio es de -0,3 mV representado en la Onda S. La onda P tiene una amplitud aproximada de 0,1 mV, la onda Q tiene una amplitud aproximada de 0,08 mV en decaída y la onda T tiene una amplitud aproximada de 0,4 mV. La onda U no es perceptible. Su periodo total es aproximadamente 840 ms.

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Figura 76. Derivación V5 obtenida en la etapa digital [El Autor].

• Derivación V6

En la figura 78 se muestra la derivación precordial V6, medida en la etapa digital con el aplicativo en LabVIEW desarrollado. En ella se evidencia que, en promedio, la señal tiene un voltaje pico a pico de 2 mV, su voltaje máximo promedio es de 2,2 mV representado en la onda R, y su voltaje mínimo promedio es de 0,2 mV representado en la onda S. La onda P tiene una amplitud aproximada de 0,05 mV, la onda Q tiene una deflexión negativa de amplitud aproximada de 0,19 mV y la onda T tiene una amplitud aproximada de 0,35 mV. Su periodo total es aproximadamente 840 ms.

Figura 77. Derivación V6 obtenida en la etapa digital [El Autor].

Al realizar la comparativa entre las imágenes obtenidas en la etapa análoga y posteriormente en la etapa digital, se observa que se conservan las formas de onda de cada una de las derivaciones del ECG, lo cual es muy importante, pese a que se observan pequeñas variaciones de voltaje en algunas derivaciones debido a que las imágenes fueron tomadas en distintos momentos.

4.3. Señales de las derivaciones cardíacas tomadas con un electrocardiógrafo comercial

Para corroborar que las señales que hasta el momento han sido visualizadas corresponden a las señales de las derivaciones que se conocen por estándar, se hace la comparativa con una prueba realizada al mismo paciente algún tiempo atrás, con un electrocardiógrafo comercial, el Schiller Cardiovit MS-2010. El resultado el electrocardiograma es mostrado en la figura 79.

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Figura 78. Electrocardiograma con equipo comercial Schiller Cardiovit MS-2010.

Una vez se tienen estas señales, se puede realizar una comparación que determine que las señales capturadas con el equipo desarrollado, corresponden con las señales que enseña un equipo comercial. Dicha comparación se ve en la figura 80, donde se toma cada una de las señales de las derivaciones obtenidas con el equipo desarrollado y se enfrenta con las señales de las derivaciones entregadas por el equipo comercial.

Se observa una evidente correlación entre las señales de las derivaciones entregadas por el equipo desarrollado y las señales de las derivaciones entregadas por el equipo comercial, de esta manera determinando que el equipo desarrollado entrega satisfactoriamente las señales de las 12 derivaciones estándar en un electrocardiograma.

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Figura 79. Comparación de las señales tomadas con el equipo desarrollado y un equipo comercial [El Autor].

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4.4. Señales en los puntos de prueba establecidos

Con el fin de que se pudiera ver el procesamiento paso a paso de la señal ECG, se establecieron 5 puntos de prueba para ser medidos con un osciloscopio. Estos puntos se muestran a continuación.

• Señal del electrodo del brazo izquierdo

En la figura 81 se muestra la señal del electrodo izquierdo tomada en el punto de medición del módulo, como se evidencia, es imposible identificar algún tipo de señal que no sea ruido, ya que esta señal no ha recibido ningún tipo de tratamiento.

Figura 80. Señal de prueba del electrodo del brazo izquierdo [El Autor].

• Señal pre-amplificada de la derivación DII / V2

Dependiendo de la posición del selector de derivación, puede verse la preamplificación de la derivación bipolar DII o la derivación precordial V2. En la figura 82, la que se observa es la señal Bipolar DII a la salida del amplificador de instrumentación AD620. Se puede ver levemente un rastro del complejo QRS, en su punto más alto, la onda R, pero debido a que la señal no ha sido filtrada, hay otro tipo de frecuencias que no permiten la correcta visualización de la señal.

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Figura 81. Señal de prueba de la pre-amplificación de la derivación bipolar DII [El Autor].

• Señal filtrada de la derivación DII / V2

Dependiendo de la posición del selector de derivación, puede verse la señal filtrada de la derivación bipolar DII o la derivación precordial V2. En la figura 83, se observa la señal DII filtrada. A diferencia de la etapa anterior, aquí ya puede verse de manera mucho más clara la señal cardíaca, pero su amplitud es muy pequeña, lo que hace que no pueda verse claramente. La onda P tiene una amplitud aproximada de 1,5 mV, la señal R tiene una amplitud aproximada de 5,5 mV, la onda Q no puede ser percibida claramente y la onda T tiene una amplitud aproximada de 2 mV.

Figura 82. Señal de prueba de la señal filtrada de la derivación bipolar DII [El Autor].

• Señal amplificada de la derivación DII / V2

Dependiendo de la posición del selector de derivación, puede verse la señal amplificada de la derivación bipolar DII o la derivación precordial V2. En la figura 84, se observa la señal DII completamente amplificada, como puede apreciarse, la señal ya es perfectamente visible y en ella no se observa presencia de ruido alguno

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Figura 83. Señal de prueba de la señal amplificada de la derivación bipolar DII [El Autor].

• Señal del detector del complejo QRS

Dado que la comparación para la obtención de la señal del detector del complejo QRS se hace internamente en el PSoC 5 LP, se asigna una salida digital, para observar la salida de dicho comparador y poder constatar que la detección del complejo se hace de manera correcta, ya que esta señal es usada para el cálculo de la frecuencia cardíaca en latidos por minuto. Como se observa en la figura 85, la señal azul evidencia la activación de un pulso cada vez que en la señal amarilla se observa un complejo QRS.

Figura 84. Señal del detector del complejo QRS [El Autor].

Como se puede observar, el detector del complejo QRS funciona perfectamente, lo que permite que, al momento de calcular la frecuencia cardíaca, este dato sea preciso.

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5. Recomendaciones y trabajo futuro

Dada la sensibilidad que posee la señal cardíaca de llenarse de perturbaciones, se recomienda que, al momento de realizar las pruebas, los electrodos sean colocados en la posición adecuada y que hagan un buen contacto con la piel; adicionalmente, deben estar humedecidos levemente en el área de captura con el gel conductor, para facilitar la captura de la señal. Los cables para electrodos también tienen que estar muy bien conectados, tanto a los electrodos, como a la entrada que le corresponde en el equipo, para que no halla ruido.

A pesar de que la interfaz fue desarrollada en el software LabVIEW, el programa puede ser utilizado en cualquier computador con características de gama media, ya que se creó un paquete de instalación que permite su uso en cualquier dispositivo, y su exigencia gráfica no es tan alta a la hora de graficar las señales de las derivaciones cardíacas.

Gracias a la sugerencia de uno de los jurados, se sugiere que, en la etapa de adquisición de la señal proveniente del electrodo, en el circuito de aislamiento, en vez del integrado TL084, se use un amplificador de aislamiento, para asegurar en su totalidad que el paciente quede aislado.

Este trabajo no sólo permite orientar a los estudiantes en el procesamiento que puede requerir una señal cardíaca, sino que también puede servir de apoyo para comprender el procesamiento que puede requerir cualquier otra señal biomédica, ya que el principio es muy similar en cuanto al procesamiento que éstas requieren, además se plantean distintas prácticas de laboratorio utilizando el módulo creado, afianzando los conocimientos adquiridos por parte de los estudiantes.

Por otra parte, en un futuro se podría desarrollar el proyecto de manera más compacta, implementando nuevas tecnologías en el procesamiento dado a la señal ECG, mejorando de esta forma el módulo desarrollado.

6. Conclusiones

Una vez ha concluido el desarrollo del proyecto de grado se pueden obtener diversas conclusiones. En la etapa de procesamiento analógico, se diseñaron circuitos por etapas, con el fin de tener más claro el procesamiento del paso a paso de la señal. Lo filtros fueron probados de manera individual y se ajustaron los valores de ciertas resistencias debido a su tolerancia, para acercarse de manera más precisa a las frecuencias de corte diseñadas.

Para evitar en gran medida la presencia de ruido en las etapas finales del procesamiento de la señal, se debe evitar calcular una ganancia muy alta en la etapa de pre-amplificación con el amplificador operacional de instrumentación AD620, ya que, al ser la etapa previa al filtrado analógico, la señal está llena de perturbaciones que se amplifican en conjunto con la señal cardíaca.

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En la etapa de amplificación, se encontró que el amplificador operacional TL084 era el más adecuado para realizar dicha amplificación, esto debido a la entrada tipo FET que posee, puesto que al probar con el operacional LM324, la señal sufría interferencias de ruido debido a su entrada tipo BJT. Esto sucede debido a que el TL084 posee una alta impedancia de entrada, lo que lo hace adecuado para amplificar tensiones asociadas a una impedancia también elevada (asociadas a una alta resistencia interna), como la que se presenta en la mayoría de señales biomédicas, como en este caso, las señales ECG.

Los puntos de prueba establecidos, permiten al estudiante conocer el paso a paso del procesamiento analógico al que es sometida la señal ECG, brindándoles no sólo el conocimiento acerca del procesamiento las señales ECG, sino de gran variedad de señales biomédicas cuyo procesamiento está bastante correlacionado.

El uso de baterías contribuye en gran medida a la reducción de ruido en las señales de las derivaciones del ECG, la decisión de utilizarlas se tomó cuando se realizaban las pruebas en protoboard, al registrarse una notable diferencia al comparar las señales cuando se usaba una fuente externa y cuando se usaban las baterías. Esta decisión fue tomada debido a que las aplicaciones en la literatura siempre recomiendan que los circuitos sean alimentados con baterías.

El sistema presenta una alta sensibilidad al ruido, pese a que los filtros implementados funcionan de manera bastante correcta, se presentan perturbaciones inevitables como pueden ser leve inferencia de la red eléctrica, ruido por contacto de los electrodos, cuando estos varían en la intensidad del contacto de la piel, por el posible movimiento del paciente. El ruido electromiográfico también se hace presente, el cual es producido por la contracción muscular que se genera cuando el paciente realiza movimientos, y dado que la amplificación total es de 1000 veces +/- 10% debido a la tolerancia de las resistencias, en ocasiones puede dañar totalmente la señal. También se puede llegar a desplazar la línea base, es decir, la señal ECG se desplaza hacia arriba o hacia abajo, esto es provocado por la respiración del paciente.

El procesamiento digital realizado en el PSoC 5 LP cuenta con muy buenas características, debido a la resolución de 16 bits, en un rango entre 0 y 5 voltios, lo que representa una resolución en voltaje de 76 uV; esta resolución es sobre el voltaje del conversor ADC, pero dado que se trabaja con señales 1000 veces más grandes que la original, se puede decir que la resolución sobre la señal ECG original es de 76nV, lo que permite percibir los pequeños cambios de niveles de voltaje que se presentan en algunos puntos de las distintas señales ECG. Este procesamiento también cuenta con una resolución aproximada de 1500 muestras por segundo, por cada uno de los 7 canales También la comparación que se hace para la obtención del detector del complejo QRS es bastante eficiente, puesto que en las pruebas realizadas no se presentó ningún error.

Por otra parte, el software LabVIEW, permite el desarrollo de una interfaz intuitiva y fácil de implementar, así como la fácil configuración del uso del puerto serie y la

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separación de los datos por canal, permitiendo la configuración de distintos parámetros y el almacenamiento de las imágenes de las distintas derivaciones cardíacas.

Si se comparan los parámetros del módulo diseñado con la hoja técnica de un equipo comercial como el Cardiovit MS-2010 [50], un electrocardiógrafo comercial de 12 canales, se encuentra que este tiene una frecuencia de muestreo de 4000 muestra por segundo por cada canal frente a las 1500 muestras por segundo por cada canal del módulo, posee una resolución de 18 bits respecto a los 16 bits que ofrece el módulo, un CMRR > 100dB que comparte con el módulo debido al amplificador operacional de instrumentación AD620, una corriente de fuga al paciente de 5 uA, respecto a los 36uA del módulo, entre otras funciones extra que poseen los electrocardiógrafos comerciales. Si bien los valores del electrocardiógrafo comercial ofrecen mejores características que las del módulo desarrollado, dichas características no distan significativamente de las ofrecidas por el módulo desarrollado y, adicionalmente, las pruebas realizadas permiten corroborar la calidad metrorológica de las señales entregadas por el módulo didáctico.

Finalmente, Gracias a que el equipo posee baterías que alimentan los circuitos implementados y de que su tamaño y peso son adecuados, se puede trasladar sin ningún problema a distintos lugares en los cuáles hacer las prácticas de laboratorio diseñadas y distintas pruebas adicionales, sólo se necesita un computador con el software instalado y que las baterías cuenten con carga para efectuar las pruebas deseadas por parte de los usuarios.

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7. Anexos

7.1. Práctica de Laboratorio No. 1

UNIVERSIDAD DISTRITAL FRANCISCO JOSÉ DE CALDAS MÓDULO DIDÁCTICO PARA PRUEBAS DE ELECTROCARDIOGRAFÍA

PRÁCTICA DE LABORATORIO No. 1 “OBTENCIÓN Y ANÁLISIS DE LAS DERIVACIONES BIPOLARES Y

UNIPOLARES DE LAS EXTREMIDADES”

OBJETIVOS DE LA PRÁCTICA:

• Investigar e identificar las derivaciones cardíacas bipolares y unipolares de

las extremidades, a partir de la correcta ubicación de los electrodos en estos

puntos.

• A partir de las señales cardíacas obtenidas, realizar un análisis de las mismas

en cuanto a valores de voltajes, tiempos, formas de onda e identificación de

sus componentes.

MATERIALES:

• Módulo Didáctico para Pruebas de Electrocardiografía

• Computador con el software de visualización del módulo instalado

• Electrodos desechables para Electrocardiografía

INTRODUCCIÓN

La Electrocardiografía es una técnica de medición de la actividad eléctrica del músculo cardíaco que evalúa el estado del corazón y apoya como herramienta para diagnosticar anomalías en dicho músculo. Estos análisis se basan en el estudio de una representación en el tiempo del comportamiento eléctrico de diferentes derivaciones. Esta representación se denomina electrocardiograma.

El objetivo del ECG es determinar el funcionamiento del corazón usando como referencia los cambios de potencial que se pueden medir superficialmente a través de electrodos colocados sobre la piel. La señal eléctrica que se registra en el ECG antecede los cambios mecánicos en el corazón, lo que permite relacionar de manera satisfactoria dicha señal con la mecánica del corazón.

Se han establecido una serie de estándares que varían en cuanto al número de electrodos y localización de los mismos en el cuerpo del paciente. Cada uno de estos estándares se utiliza para un tipo de examen particular. Por ejemplo, para el uso del ECG como herramienta de diagnóstico, el estándar establecido es el ECG de 12 derivaciones en reposo que se basa en el uso de 10 electrodos. Cada

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derivación corresponde a un trazo del ECG. Para facilitar el proceso de diagnóstico, cada derivación tiene un nombre en específico que viene dado de acuerdo a la localización de los electrodos y la manera en que se medirán los voltajes en los mismos [5].

Su uso se emplea para medir el ritmo y la regularidad de los latidos cardíacos, el tamaño y posición de las aurículas y ventrículos, cualquier daño al corazón y los efectos que sobre él puedan desencadenar ciertos fármacos o dispositivos implantados en el corazón (como marcapasos). Las alteraciones en el trazado son determinantes para la detección y análisis de las arritmias cardiacas. También resulta muy útil en los episodios agudos de enfermedad coronaria, como el infarto de miocardio [6].

• Derivaciones de las Extremidades Bipolares

Se llaman derivaciones bipolares, ya que estas detectan la variación de potencial existente entre dos puntos. Las derivaciones bipolares son 3 en total: DI, DII, DIII. Para obtener estas derivaciones los electrodos se colocan en los brazos izquierdo y derecho, en la pierna izquierda, y en la pierna derecha que funciona como polo a tierra.

• Derivaciones de las Extremidades Aumentadas o Unipolares

Las derivaciones aumentadas o unipolares registran el potencial eléctrico en un punto que puede ser el brazo derecho o izquierdo, o la pierna izquierda, medido con respecto a un punto en el cual su potencial eléctrico no varía de forma significativa durante una contracción cardiaca [38]. PROCEDIMIENTO Ubique los 4 electrodos correspondientes a las 4 extremidades corporales (brazo derecho, brazo izquierdo, pierna izquierda y pierna derecha) en el torso como se muestra en la imagen

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Conecte a los electrodos los cables y estos posteriormente al módulo en las conexiones establecidas para ello. Finalmente, inicialice el programa de visualización y seleccione las ventanas de las derivaciones Bipolares y posteriormente las unipolares.

En cada derivación cardíaca obtenida establezca el voltaje máximo, el voltaje mínimo y el voltaje de amplitud pico a pico. Posteriormente, identifique las ondas que componen cada derivación (Ondas P, Q, R, S, T y U), determine el voltaje de amplitud de cada una de ellas, así como su duración.

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7.2. Práctica de Laboratorio No. 2

UNIVERSIDAD DISTRITAL FRANCISCO JOSÉ DE CALDAS MÓDULO DIDÁCTICO PARA PRUEBAS DE ELECTROCARDIOGRAFÍA

PRÁCTICA DE LABORATORIO No. 2 “OBTENCIÓN Y ANÁLISIS DE LAS DERIVACIONES PRECORDIALES”

OBJETIVOS DE LA PRÁCTICA:

• Investigar e identificar las derivaciones cardíacas precordiales, a partir de la

correcta ubicación de los electrodos en los puntos establecidos.

• A partir de las señales cardíacas obtenidas, realizar un análisis de las mismas

en cuanto a valores de voltajes, tiempos, formas de onda e identificación de

sus componentes.

MATERIALES:

• Módulo Didáctico para Pruebas de Electrocardiografía

• Computador con el software de visualización del módulo instalado

• Electrodos desechables para Electrocardiografía

INTRODUCCIÓN

La Electrocardiografía es una técnica de medición de la actividad eléctrica del músculo cardíaco que evalúa el estado del corazón y apoya como herramienta para diagnosticar anomalías en dicho músculo. Estos análisis se basan en el estudio de una representación en el tiempo del comportamiento eléctrico de diferentes derivaciones. Esta representación se denomina electrocardiograma.

El objetivo del ECG es determinar el funcionamiento del corazón usando como referencia los cambios de potencial que se pueden medir superficialmente a través de electrodos colocados sobre la piel. La señal eléctrica que se registra en el ECG antecede los cambios mecánicos en el corazón, lo que permite relacionar de manera satisfactoria dicha señal con la mecánica del corazón.

Se han establecido una serie de estándares que varían en cuanto al número de electrodos y localización de los mismos en el cuerpo del paciente. Cada uno de estos estándares se utiliza para un tipo de examen particular. Por ejemplo, para el uso del ECG como herramienta de diagnóstico, el estándar establecido es el ECG de 12 derivaciones en reposo que se basa en el uso de 10 electrodos. Cada derivación corresponde a un trazo del ECG. Para facilitar el proceso de diagnóstico, cada derivación tiene un nombre en específico que viene dado de acuerdo a la localización de los electrodos y la manera en que se medirán los voltajes en los mismos [5].

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Su uso se emplea para medir el ritmo y la regularidad de los latidos cardíacos, el tamaño y posición de las aurículas y ventrículos, cualquier daño al corazón y los efectos que sobre él puedan desencadenar ciertos fármacos o dispositivos implantados en el corazón (como marcapasos). Las alteraciones en el trazado son determinantes para la detección y análisis de las arritmias cardiacas. También resulta muy útil en los episodios agudos de enfermedad coronaria, como el infarto de miocardio [6].

• Derivaciones Precordiales

Estas derivaciones son unipolares, con un total de seis derivaciones que se registran en el tórax, numerándolas desde V1 hasta V6. Estas miden el potencial eléctrico existente entre los electrodos respecto a un punto conocido como la terminal central de Wilson, el cual se obtiene uniendo los cables de los brazos derecho e izquierdo, y la pierna izquierda.

El potencial de la terminal central de Wilson no varía significativamente durante el ciclo cardiaco, por lo que los potenciales medidos en las derivaciones precordiales miden las variaciones que ocurren debajo del electrodo precordial móvil [38]. PROCEDIMIENTO Ubique los electrodos correspondientes a las 4 extremidades corporales (brazo derecho, brazo izquierdo, pierna izquierda y pierna derecha) y los electrodos precordiales (V1 a V6) en el torso como se muestra en la imagen

Conecte a los electrodos los cables y estos posteriormente al módulo en las conexiones establecidas para ello. Finalmente, inicialice el programa de visualización y seleccione la ventana de las derivaciones precordiales.

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En cada derivación cardíaca obtenida establezca el voltaje máximo, el voltaje mínimo y el voltaje de amplitud pico a pico. Posteriormente, identifique las ondas que componen cada derivación (Ondas P, Q, R, S, T y U), determine el voltaje de amplitud de cada una de ellas, así como su duración.

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7.3. Práctica de Laboratorio No. 3

UNIVERSIDAD DISTRITAL FRANCISCO JOSÉ DE CALDAS MÓDULO DIDÁCTICO PARA PRUEBAS DE ELECTROCARDIOGRAFÍA

PRÁCTICA DE LABORATORIO No. 3 “PROCESAMIENTO ANALÓGICO DE SEÑALES CARDÍACAS”

OBJETIVOS DE LA PRÁCTICA:

• Investigar, diseñar e implementar una etapa de filtrado analógico y posterior

amplificación de las señales de las derivaciones cardíacas DII y V2

(dependiendo la posición del selector de dichas derivaciones) obtenidas en

el punto de medición de la señal preamplificada en el módulo didáctico.

• Comparar las señales finales de las derivaciones V2 y DII que entrega el

módulo didáctico, y las obtenidas por el estudiante después de implementar

el procesamiento analógico.

MATERIALES:

• Módulo Didáctico para Pruebas de Electrocardiografía

• Computador con el software de visualización del módulo instalado

• Electrodos desechables para Electrocardiografía

• Resistencias, condensadores, amplificadores operacionales y demás

componentes electrónicos

INTRODUCCIÓN

Se entiende por filtro como todo sistema que relaciona una señal de entrada con otra de salida y en el que la relación depende de la frecuencia de la señal de entrada. En otras palabras, si suponemos que ambas entradas son tensiones:

𝑉𝑜𝑢𝑡(𝑠)

𝑉𝑖𝑛(𝑠)= 𝐻(𝑠) (1)

Siendo 𝐻(𝑠) una función de s = j·ω, con ω = 2·π·f y f la frecuencia fundamental de la señal de la entrada. En este tema, todas las entradas se consideran analógicas por lo que los filtros son analógicos. Un filtro es “activo” si el sistema cuenta en su interior con componentes activos, generalmente amplificadores operacionales. Por el contrario, si no existen el filtro se denomina “pasivo” y en su interior hay solo resistencias, bobinas y condensadores.

Los filtros reales que pueden ser construidos con componentes pasivos o activos tienen en general la forma:

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𝐻(𝑠) =𝑁(𝑠)

𝐷(𝑠) (2)

Siendo 𝑁(𝑠) y 𝐷(𝑠) dos polinomios con coeficientes reales. Generalmente, el grado del numerador es igual o menor que el del denominador por motivos de estabilidad. Como consecuencia de que los polinomios tengan coeficientes reales, sus raíces son o bien números reales, o bien pares de números complejos conjugados. Por tanto, el numerador y el denominador pueden factorizarse como un producto de términos de la forma (s + a) o de la forma 𝑠2 + 𝑏𝑠 + 𝑐. Los parámetros a, b y c son números reales y generalmente positivos por motivos de estabilidad ya que, si fueran negativos, podrían aparecer polos o ceros positivos que desestabilizarían el sistema.

• Tipos de Filtro Con Arreglo de Frecuencia

De acuerdo con su comportamiento en frecuencia, todo filtro pertenece a una de las cinco categorías siguientes:

• Pasa Bajo: Atenúa todas las componentes de la señal cuya frecuencia sea superior a una determinada, llamada frecuencia de corte, y mantiene las restantes.

• Pasa Alto: Atenúa todas las componentes con frecuencia inferior a la de corte y mantiene las superiores.

• Pasa-Banda: Permite el paso de componentes cuya frecuencia esté comprendida entre dos valores de frecuencia de corte y elimina el resto.

• Rechaza Banda: Su comportamiento es opuesto al anterior, permitiendo el paso de todas las frecuencias excepto las comprendidas entre dos valores determinados.

• Pasa Todo: En este caso, la ganancia es un número complejo, con un valor absoluto constante, pero con variación del ángulo polar. Se utilizan para introducir desfases y retardo [44].

Para el correcto filtrado de la señal electrocardiográfica, se deben tener en cuenta ciertos parámetros importantes los cuales se describen a continuación:

• Un rango de amplitud entre 0.5 y 4 mV.

• Para monitoreo y ergometría el rango de frecuencias utilizado se encuentra

entre 0.5Hz y 40Hz.

PROCEDIMIENTO

Una vez implementados los circuitos necesarios para realizar el procesamiento analógico de la derivación Bipolar DII y la derivación precordial V2, tome la señal

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del módulo didáctico correspondiente a la señal preamplificada de las derivaciones DII / V2. en los puntos de medición, dicha señal debe estar referenciada a tierra. Esta señal será la entrada de sus circuitos, aliméntela con el voltaje proveniente de las baterías del módulo.

Mida con el osciloscopio las señales analógicas de estas 2 derivaciones después de haber sido procesadas por sus circuitos y con cada una de estas, realice una tabla comparativa con las mismas señales de la etapa digital en el voltaje máximo, el voltaje mínimo y el voltaje de amplitud pico a pico, así como el voltaje de amplitud y duración de cada una de las ondas que componen dichas señales (Ondas P, Q, R, S, T y U).

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