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INFORME TÉCNICO DE LA OPCIÓN CURRICULAR EN LA MODALIDAD DE:
PROYECTO DE INVESTIGACIÓN.
QUE PARA OBTENER EL TITULO DE
INGENIERO BIOMEDICO
INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL
UNIDAD PROFESIONAL INTERDISCIPLINARIA DE BIOTECNOLOGÍA
DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN DE UN SISTEMA DE MONITOREO
INALÁMBRICO DE SEÑALES ELECTROFISIOLÓGICAS
DIRECTOR INTERNO: DR. JORGE ISAAC CHAIREZ ORIA
PRESENTAN:
MOLINA GASCA EMMANUEL
OLIVERA LOPEZ JORGE SALVADOR
ZAMORA PEREZ GABRIEL ALEJANDRO
Mexico, D.F. Mayo 2009
Instituto Politécnico Nacional Unidad Profesional Interdisciplinaria de Biotecnología
2
Tabla de contenido
Índice de Figuras ........................................................................................................... 4
Índice de Ecuaciones ..................................................................................................... 6
Resumen ....................................................................................................................... 8
Justificación ................................................................................................................... 9
Aportaciones................................................................................................................ 10
Objetivos ..................................................................................................................... 10
Objetivo general ....................................................................................................... 10
Objetivos particulares ............................................................................................... 10
Introducción ................................................................................................................. 11
Marco Teórico .............................................................................................................. 12
Teoría de la membrana............................................................................................. 12
Sensores.................................................................................................................. 17
Anatomía del corazón ............................................................................................... 17
Datos anatómicos ..................................................................................................... 18
Ondas, intervalos y segmentos del electrocardiograma .............................................. 22
Señal electrocardiográfica ......................................................................................... 22
Derivaciones electrocardiográficas ............................................................................ 24
Derivaciones estándar de Einthoven DI, DII y DIII ...................................................... 25
Derivaciones unipolares de miembros aVR, aVL y aVF .............................................. 27
Derivaciones unipolares precordiales ó derivaciones torácicas ................................... 28
Electromiografía ........................................................................................................... 31
Fundamento fisiológico celular .................................................................................. 31
Potenciales características en EMG .......................................................................... 34
Electromiograma normal ........................................................................................... 35
Electrooculograma ....................................................................................................... 36
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3
Movimientos oculares ............................................................................................... 37
Microcontrolador PIC 18F4550 .................................................................................. 38
Comunicaciones Inalámbricas ...................................................................................... 41
Tecnología inalámbrica Bluetooth.............................................................................. 41
Tecnología módulos Xbee ........................................................................................ 43
Metodología ................................................................................................................. 44
Metodología del diseño del circuito general del electrocardiógrafo .............................. 44
Electrodos ................................................................................................................ 44
Diseño para el preamplificador del electrocardiógrafo ................................................ 45
Diseño del circuito de aislamiento del paciente del electrocardiógrafo ........................ 46
Diseño de la etapa de amplificación del electrocardiógrafo ........................................ 49
Diseño de la etapa de filtrado analógico del electrocardiógrafo .................................. 50
Diseño del filtro pasa altas para el electrocardiógrafo ................................................ 50
Diseño del filtro pasa bajas para el electrocardiógrafo ................................................ 51
Diseño del filtro rechaza banda para el electrocardiógrafo .......................................... 52
Conversión analógica digital de la señal proveniente del electrocardiógrafo ................ 54
Transmisión de las señales electrofisiológicas mediante protocolo Bluetooth .............. 56
Transmisión de los datos mediante módulos XBee ................................................... 61
Desarrollo de la interfaz grafica con MatLab .............................................................. 63
Diseño de la base de datos y del sistema de comunicación entre Excel y Matlab ........ 68
Resultados .................................................................................................................. 71
Electrocardiógrafo .................................................................................................... 71
Etapa de amplificación .............................................................................................. 74
Etapa de aislamiento ................................................................................................ 74
Etapa de amplificación .............................................................................................. 74
Etapa de filtrado ....................................................................................................... 75
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4
Pasa-altas ................................................................................................................ 75
Filtro pasa bajas ....................................................................................................... 76
Filtro Rechaza Banda ............................................................................................... 77
Transmisión de las señales electrofisiológicas mediante protocolo Bluetooth .............. 79
Transmisión de los datos mediante módulos XBee ................................................... 81
Base de datos e interfaz gráfica.................................................................................... 83
Reconstrucción de las señales electrocardiográficas.................................................. 88
Conclusiones ............................................................................................................... 89
Electrocardiógrafo .................................................................................................... 89
Adquisición de datos con PIC.................................................................................... 89
Transmisión vía Bluetooth ......................................................................................... 90
Transmisión con módulos XBee ................................................................................ 90
Reconstrucción de la señal ....................................................................................... 91
Referencias bibliográficas ............................................................................................ 91
Conclusiones............................................................................................................ 92
Anexos ........................................................................................................................ 93
Funciones de Transferencia ...................................................................................... 93
Filtro pasa altas para el Electrocardiógrafo ............................................................... 93
Filtro Pasa Bajas para el Electrocardiógrafo .............................................................. 94
Filtro rechaza banda para el Electrocardiógrafo ......................................................... 96
Índice de Figuras
Figura 1 Grafica que muestra Gráfica que muestra el potencial de acción de una célula o
fibra muscular sincitial (del sistema de conducción cardiaca). ........................................ 13
Figura 2 Esquema del proceso de despolarización ........................................................ 14
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5
Figura 3 Esquema del proceso de repolarizacion .......................................................... 15
Figura 4 Síntesis esquemática del proceso de repolarización y despolarización. ............ 15
Figura 5 Despolarización de la fibfra muscular estriada ................................................ 16
Figura 6 Esquema de despolarización y repolarización de una fibra miocardica. ............ 16
Figura 7 Anatomía interna del corazón.......................................................................... 18
Figura 8 Esquema del sistema de conducción cardiaca ................................................ 18
Figura 9 Señal electrocardiográfica. .............................................................................. 22
Figura 10 Esquema del triángulo de Einthoven.............................................................. 26
Figura 11 Esquema de las derivaciones unipolares ....................................................... 28
Figura 12 Colocación de electrodos para derivaciones precordiales ............................... 29
Figura 13 Esquema de otras derivaciones .................................................................... 31
Figura 14 Diagrama de una unidad motora ................................................................... 32
Figura 15 Segmento de un haz de fibrillas musculares mostrando un huso con la
terminación sensitiva .................................................................................................... 33
Figura 16 Potenciales de inserción (a) y fibrilación (b) en un músculo parcialmente
denervado ................................................................................................................... 34
Figura 17 a) PUM de un sujeto normal; b) PUM polifásicos en una neuropatía periférica; c)
PUM de ....................................................................................................................... 35
Figura 18 Patrones de actividad en la contracción progresiva muscular. a. Patrón simple;
b. Patrón...................................................................................................................... 36
Figura 19 Distribución de los electrodos para toma del EOG.......................................... 37
Figura 20 El proceso de conversión analógica- digital (directa y su característica de
transferencia)............................................................................................................... 40
Figura 21 Modulo XBee Pro ......................................................................................... 43
Figura 22 Diagrama de diseño de electrocardiograma ................................................... 44
Figura 23 Diagrama eléctrico del LED ........................................................................... 47
Figura 24 Diagrama conexión del 4n25 ......................................................................... 48
Figura 25 Esquemático de etapa de amplificación ......................................................... 49
Figura 26 Esquemático filtro pasa altas ......................................................................... 50
Figura 27 Esquemático filtro pasa bajas ........................................................................ 51
Figura 28 Diagrama esquemático del filtro rechaza banda ............................................. 53
Figura 29 Diagrama de conexión del microcontrolador PIC18f4550 y el módulo RN41
Bluetooth. .................................................................................................................... 58
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6
Figura 30 Vista superior e inferior del modulo Bluetooth RN41 ....................................... 58
Figura 31 Modulo XBee y la configuración de sus pines ................................................ 62
Figura 32 Diagrama de conexión entre microcontrolador y modulo XBee ....................... 62
Figura 33 Diagrama de conexión modulo XBee y MAX232 ............................................ 63
Figura 34 Archivo .fig ................................................................................................... 64
Figura 35 Archivo .m asociado al archivo .fig................................................................. 65
Figura 36 Estructura general del programa ................................................................... 66
Figura 37 Diagrama de flujo de la interfaz grafica .......................................................... 67
Figura 38 Electrocardiógrafo......................................................................................... 71
Figura 39 Diagrama del pcb de 1 canal del Electrocardiógrafo ....................................... 72
Figura 40 Placas de cobre correspondientes a los 8 canales asociados a un estudio de
ECG ............................................................................................................................ 73
Figura 41 Señal obtenida de un canal del electrocardiógrafo ......................................... 74
Figura 42 Circuito para lograr la comunicación Bluetooth ............................................... 79
Figura 43 Dispositivo bluetooth empleado para realizar la conexión. .............................. 80
Figura 44 Captura de pantalla del emparejamiento de dispositivos Bluetooth ................. 80
Figura 45 Recepción de paquetes via Bluetooth ............................................................ 81
Figura 46 Circuito de envío de datos mediante modulo XBee ........................................ 82
Figura 47 Circuito de recepción de datos por XBee ....................................................... 82
Figura 48 Recepción de datos vía XBee ....................................................................... 83
Figura 49 Base de Datos .............................................................................................. 84
Figura 50 Pantalla Principal de la Interfaz Grafica ......................................................... 85
Figura 51 Historial del Paciente .................................................................................... 86
Figura 52 Búsqueda por ID de historial de paciente ....................................................... 87
Figura 53 Pantalla de ingreso de datos de nuevo paciente ............................................ 88
Figura 54 Esquemático filtro rechaza banda .................................................................. 96
Índice de Ecuaciones
Ecuación 1. Conversión analógica digital indirecta. ....................................................... 40
Ecuación 2................................................................................................................... 41
Ecuación 3 Intervalo de cuantificación del CAD ............................................................. 41
Ecuación 4 Ganancia del preamplificador ..................................................................... 45
Ecuación 5 Despeje de la resistencia ............................................................................ 45
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Ecuación 6 Sustitución y resultado ............................................................................... 45
Ecuación 7 Error relativo .............................................................................................. 45
Ecuación 8 Sustitución en la ecuación de error ............................................................. 45
Ecuación 9 Divisor de voltaje para la resistencia ........................................................... 47
Ecuación 10 Ley de Ohm aplicada al divisor ................................................................. 47
Ecuación 11 Resistencia resultante de un paralelo ....................................................... 48
Ecuación 12 Despeje y sustitución para obtener una resistencia en paralelo .................. 49
Ecuación 13 Relación de ganancia del amplificador inversor ......................................... 49
Ecuación 14 Sustitución en la relación de ganancia....................................................... 49
Ecuación 15 Función de transferencia para filtro pasa-altas ........................................... 51
Ecuación 16 Función de transferencia de filtro pasa-bajas ............................................. 52
Ecuación 17 frecuencia de corte para filtro pasa-bajas .................................................. 52
Ecuación 18 Calidad del filtro pasabajas ....................................................................... 52
Ecuación 19 Función de transferencia de filtro rechaza-banda ....................................... 53
Ecuación 20 Frecuencia de corte filtro rechaza banda ................................................... 53
Ecuación 21 Ancho de banda filtro corta banda ............................................................. 53
Ecuación 22 Factor de calidad filtro cortabanda ............................................................ 54
Ecuación 23 Error de filtro pasa-altas ........................................................................... 76
Ecuación 24 Error experimental en el filtro pasabajas .................................................... 77
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Resumen
DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN DE UN SISTEMA DE MONITOREO INALÁMBRICO DE
SEÑALES ELECTROFISIOLÓGICAS
DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN DE UN SISTEMA DE MONITOREO INALÁMBRICO DE SEÑALES ELECTROFISIOLÓGICAS
Molina Gasca Emmanuel, Olivera López Jorge Salvador, Zamora Pérez Gabriel Alejandro, Chairez Oria Jorge Isaac*1
1CINVESTAV-IPN, Av. Instituto Politécnico Nacional, Col. San Pedro Zacatenco, C.P 07360, México D.F., México, UPIBI - IPN Unidad Profesional Interdisciplinaria de Biotecnología., Av. Acueducto s/n, Barrio La Laguna, Col. Ticomán, México , D.F., C.P. 07340, [email protected], [email protected]
Introducción. El trabajo titulado “Diseño y construcción de un sistema de monitoreo inalámbrico de señales electro fisiológicas” trata en la adquisición, amplificación y tratamiento de una señal bioeléctrica, posteriormente digitalizada y enviada por diferentes protocolos de comunicación, entre ellos bluetooth, IEEE 802.15.4, RS232. Cuenta el sistema de monitoreo con una interfaz grafica, enlazada a una base de datos, para accesar e ingresar datos sobre el historial del paciente.
Metodología. Amplificación de los potenciales recogidos por los electrodos por medio de un amplificador de instrumentación, posterior filtraje simultaneo de todas las señales, digitalización por el microcontrolador PIC18F4550 y transferencia de datos por el modulo de comunicación serial asíncrono. Dependiendo el caso del tipo de comunicación se utilizó una programación distinta del microcontrolador para lograr establecer los parámetros de envío y recepción de datos. Esta información recibida en el ordenador es procesada por Matlab, y con el apoyo de una interfaz gráfica se logra el monitoreo y almacenamiento de los datos adquiridos con una apariencia amigable para el usuario.
Resultados. En base a la metodología planteada, con la aplicación del amplificador de instrumentación AD620 y filtros analógicos activos de segundo orden, se obtuvo la señal electrocardiográfica, esta se digitalizo y se envió satisfactoriamente por protocolo serial a la computadora, se envió también por protocolo bluetooth los datos provenientes de la digitalización de la señal electrocardiográfica, se realizo satisfactoriamente el envío de datos por medio del protocolo IEEE 802.15.4, se realizo el programa de reconstrucción de las señales electrofisiológicas en MatLab, se realizo una interfaz grafica que despliega tanto la realización del estudio en proceso como una ventana para accesar y añadir los datos de paciente sobre el que se realizará el estudio.
Conclusiones y perspectivas. La implementación del leguaje de programación BASIC fue en el sistema de monitoreo inalámbrico de señales electrofisiológicas, fue de suma importancia a lo largo de las diferentes etapas de desarrollo del proyecto ya que disminuyo la complejidad de la programación en comparación al lenguaje ensamblador, se logro crear un circuito con un diseño el cual puede ser adaptado fácilmente para la adecuación de diversas señales electrofisiológicas, La aplicación de la tecnología bluetooth en un equipo médico es bastante factible debido a la relativa facilidad para programar transmisiones con estos módulos y su popularidad en el mercad como equipos de telefonía celular, dispositivos tipo PDA.
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Justificación
El avance tecnológico en los últimos años se ha desarrollado con gran velocidad tenido
una influencia directa en la vida diaria y oficios de las personas al apoyar, mejorar
procesos, optimizar tiempos, y facilitar las distintas actividades. Esto ha afectado a la
tecnología clínica en los diversos equipos médicos, al lograr implementarles nuevas
funciones con las que anteriormente no contaban, con esto los equipos médicos son
dispositivos que deben ser siempre funcionales porque en ellos recae la confianza de los
especialistas para lograr hacer un análisis correcto.
Las señales electrofisiológicas son un parámetro fundamental para determinar el estado
de un paciente ante cierto padecimiento y no sólo esto, estas señales son muy utilizadas,
para la investigación, como por ejemplo, el analizar su comportamiento y relacionarlas con
modelos matemáticos, también medir el funcionamiento de algún dispositivo como la
ortesis de algún miembro, ó el estudio de las fases del sueño y así, un sinfín de ejemplos.
El surgimiento de la tecnología inalámbrica ha sido muy útil en el intercambio de
información debido a su comodidad, y sencilla operación siendo esto la razón de su alta
concurrencia en todos los sistemas donde es posible su aplicación.
El presente trabajo se basa en implementar este tipo de tecnología inalámbrica, con la
finalidad de monitorear las señales electrofisiológicas utilizando diversas tecnologías
inalámbricas. De esta forma se aprovechan las prestaciones que ofrece cada una de
estas opciones, pudiendo visualizar las señales en tiempo real, como también consultar el
historial de los estudios obtenidos de los distintos pacientes. La visualización y consulta
se lleva a cabo en un ordenador bajo la ayuda del software Microsoft® Excel® y Matlab®,
además de contar con un controlador para poder utilizar un puerto serie en caso que el
ordenador que se esté utilizando no cuente con este tipo de conexión.
Se considera que este proyecto será de gran utilidad debido a que facilita
considerablemente el monitoreo de las señales electrofisiológicas por cuestiones de
comodidad, además que este seguimiento no es necesario estar siempre cercano al
monitor donde se estén observando estas señales.
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Aportaciones
El desarrollo de un sistema de monitoreo de señales electrofisiológicas de manera
inalámbrica es el primer trabajo en la Unidad Profesional Interdisciplinaria de
Biotecnología que utiliza la transmisión de una señal digital de manera inalámbrica en
forma digital, abriendo así posibilidad de usar este tipo de tecnologías en aplicaciones de
otras áreas.
En este trabajo se diseño una base de datos en Matlab, con la aplicación de una interfaz
gráfica para que el usuario disponga de una herramienta atractiva en la cual pueda
consultar el historial de algún registro, crear un nuevo historial, y realizar nuevos estudios
sin tener perdida en la información.
Objetivos
Objetivo general
Diseñar y construir un sistema de monitoreo inalámbrico de señales electrofisiológicas de
fácil acceso y empleo, utilizando lenguaje de programación PIC-Basic y Matlab con la
finalidad de tener una visualización y tratamiento de la señal en tiempo real que aunado a
una base de datos crea un sistema integral de manejo de información clínica.
Objetivos particulares
-Investigar las características de las señales electrofisiológicas.
-Adquirir el conocimiento en programación PIC-Basic
-Adquirir señales electrofisiológicas por medio de un equipo de cómputo.
-Aplicar microcontroladores en la digitalización y transmisión de datos.
-Aplicar la tecnología bluetooth para transmisión de señales electrofisiológicas
-Aplicar los radios digi para transmisión de señales electrofisiológicas.
-Realizar una interfaz gráfica para el despliegue de resultados
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Introducción
Este trabajo es un informe sobre los resultados obtenidos, a partir del proyecto de
investigación titulado “DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN DE UN SISTEMA DE MONITOREO
INALÁMBRICO DE SEÑALES ELECTROFISIOLÓGICAS”. En este reporte se explican
detalladamente las diferentes etapas de la construcción del dispositivo, así como de los
resultados obtenidos y demás particularidades del proceso de diseño y construcción.
El sistema de monitoreo inalámbrico de señales electrofisiológicas, consta de varias
etapas, las cuales, se pueden agrupar en tres categorías principales: a) adecuación
analógica, b) adquisición digital y c) procesamiento y reconstrucción de la señal obtenida.
También cabe destacar la presencia de los circuitos de alimentación para todo el
dispositivo, los cuales aseguran la seguridad del paciente.
En la parte de adecuación analógica se tienen tres grupos funcionales de circuitos,
amplificación, aislamiento y filtraje. La parte de amplificación es fundamental para el
dispositivo, esta se encargara de recoger los biopotenciales presentes en la piel y
amplificarlos a un nivel aceptable para su posterior tratamiento; la etapa de aislamiento
servirá para proteger al paciente de las posibles descargas eléctricas que se pudieran
transmitir fortuitamente al paciente y causarle algún daño, además que permite separar de
manera física los circuitos. Adicionalmente se realizó un tratamiento analógico de la señal,
con la finalidad de darle más amplitud y de eliminar el ruido por medio de filtros analógicos
activos.
La adquisición de la señales se hace mediante un software desarrollado en el PIC. Con
este software también se realiza el envío de la señal hacia la computadora donde un
programa en MatLab se encarga de la reconstrucción de las señales, y su posterior
despliegue. Este software incluye una interfaz grafica donde se puede acceder y
almacenar los datos del paciente.
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Marco Teórico
Teoría de la membrana
La materia que constituye el organismo humano es una fuente potencial de energía
eléctrica, particularmente las células excitables de los tejidos muscular y nervioso.
De nuestro peso corporal, 70% corresponde a agua, dentro de este medio líquido se
encuentran en solución partículas minerales y proteínas cargadas eléctricamente.
Estos electrolitos (sodio, potasio magnesio, calcio, etc.) son de gran importancia debido a
que su migraciones provocan cambios en las células musculares, que están asociadas a
la formación de un campo eléctrico y a la generación de fenómenos que conocemos con
el nombre de ondas o grafoelementos.
Este tipo de asociación de las estructuras histicas con el campo eléctrico no es exclusivo
del corazón, otras estructuras también poseen potenciales de acción medibles. En el
cerebro, estas fuerzas surgen por la puesta en marcha de complicados procesos
bioquímicos, asociados a la actividad nerviosa, que nos han permitido conocer a fondo la
conciencia y su disolución fisiológica, así como sus alteraciones patológicas.
En el corazón, la actividad eléctrica está asociada a un trabajo mecánico de igual manera
que sucede en los otros músculos, mientras que en el cerebro no. Además el miocardio
tiene una propiedad que no tienen los demás músculos y este es su automatismo.
Las células miocárdicas en ambos lados de su membrana, tiene alineados iones positivos
y negativos, constituyendo dobletes o dipolos que se mantienen en estado de equilibrio.
Mientras la célula no es estimulada, la resistencia de dicha membrana impide el flujo de
iones a su través, esto es conocido como polarización.
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Figura 1 Grafica que muestra Gráfica que muestra el potencial de acción de una célula o fibra muscular sincitial (del sistema de conducción cardiaca).
A. Obsérvese que el potencial de acción tiene un componente rápido positivo y un potencial de
reposo de -90 mV. La fase cero corresponde a la despolarización rápida. La fase 1 al inicio de
la repolarización, en la fase 2 hay cierto enlentecimiento de la repolarización que se hace
rápida en la fase 3. En la fase 4 se restituye el potencial de reposo.
B. Comparación de las curvas del potencial de acción y de un electrocardiograma de superficie.
Véase que el complejo QRS sigue a la fase cero del potencial de acción ventricular. El
segmento ST ocurre durante la fase 2 y la onda T corresponde a la fase 3. El intervalo TP
corresponde con la fase de repolarización diastólica.
Cuando la célula es excitada, se rompe el equilibrio mencionado, a causa, esencialmente,
de una brusca disminución de la resistencia de la membrana, y se inicia un flujo de cargas
en uno y otro sentido. Dicho flujo es posible gracias a la presencia de poros que permiten
un intercambio de las concentraciones iónicas a cada lado de la membrana (gradiente
electroquímico).
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Figura 2 Esquema del proceso de despolarización
El estimulo activador rompe el equilibrio existente a ambos lados de la membrana. Tiene lugar un
fenómeno de curso rápido que origina la onda de activación muscular. La zona excitada se torna
electronegativa. Fluye una corriente que se propaga como una onda cuya cabeza es positiva y cuya
cola es negativa. Dicha onda se inscribe como fuerza positiva cuando se le registra desde zonas hacia
las cuales progresa, y fuerza negativa en las regiones de las que se aleja.
La excitación de la célula tiene en su base un flujo de iones de sodio del exterior al interior
de la membrana, y una salida de potasio intracelular a los espacios extracelulares. Dicho
flujo aprovecha la conducción de la membrana, comienza a fluir una corriente, cuyo frente
está formado por cargas positivas. Tales cargas positivas son las que, al proyectarse
sobre un electrodo explorador, le imprimen un sentido positivo a la onda de excitación,
que a su vez, torna electronegativa la región de la que se aleja.
Cuando la totalidad de la fibra está excitada, este proceso termina. Hemos asistido a la
culminación del fenómeno de despolarización, llamado también de activación de la fibra
muscular.
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Figura 3 Esquema del proceso de repolarizacion
Completada la excitación en la totalidad de la fibra muscular, tiene lugar un fenómeno mediante el cual
las cargas recuperan el estado de equilibrio primitivo.
Teóricamente al menos, al terminar el proceso de despolarización se inicia de inmediato
un nuevo fenómeno, por el que las cargas tienden a recuperar el estado inicial, el que
prevalecía durante el reposo. Esta vez, un nuevo flujo de iones, a través de la membrana,
devuelve potasio al interior de la célula y sodio al exterior, hasta que se recupera el
equilibrio metabólico y se restablecen las condiciones previas a la excitación. Esta fase es
llamada repolarización (Figura 1).
Figura 4 Síntesis esquemática del proceso de repolarización y despolarización.
Se muestra una síntesis esquemática de ambos procesos (despolarización y repolarización) desde el estado de reposo previo a la excitación, hasta que termina el proceso de recuperación. Obsérvese que el primer fenómeno es siempre positivo y el segundo negativo.
En el caso del corazón, la despolarización provoca la aparición de ondas que, en su
conjunto, forman el llamado complejo ventricular QRS. Terminado dicho proceso, se
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inicia la repolarización y su expresión es una nueva sucesión de ondas integradoras de
otro complejo, el llamado ST-T.
Si ambos procesos tuvieran lugar en una fibra muscular esquelética, la despolarización y
su contrapartida, la repolarización, tendrán que generar ondas de sentido opuesto, ya que
los dos procesos comenzarían y terminarían en el mismo punto, es decir, que las zonas
que primero se despolarizan, son, o deben ser, las que primero se repolarizan. Sin
embargo, en el miocardio no sucede así, la onda de repolarización no es negativa sino
positiva. Analizando el acontecimiento, el miocardio no es homogéneo y uniforme, sino
una acumulación de millones de fibras, cuya disposición anatómica es variable, siendo
también distintas las condiciones de trabajo (hemodinámicas) a que están sometidas las
mismas, según su ubicación esté próxima al endocardio o al epicardio.
Figura 5 Despolarización de la fibfra muscular estriada
Esquema del proceso de despolarización de una fibra muscular estriada. Vemos que tanto la
despolarización como la repolarización tienen el mismo sentido.
Figura 6 Esquema de despolarización y repolarización de una fibra miocardica.
Ambos efectúan en sentido opuesto, de modo que la repolarización comienza en las regiones
donde terminar la despolarización.
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Sensores
Para realizar las mediciones de las señales electrofisiológicas es necesario utilizar un tipo
de sensor con la finalidad de obtener un voltaje que amplificar y así, hacer la transmisión
de información por diferentes modos.
Para la realización de estudios electrofisiológicos se utilizan los electrodos, existen de
varios tipos.
-Macroeléctrodos o electrodos superficiales
-Electrodos transcutáneos y percutáneos.
-Microeléctrodos.
Los primeros son fáciles de utilizar, existen de placa, disco, desechables, electrodo de
succión, flotante, con adhesivo conductor, y electrodo seco. Se recomienda utilizar con
alguna pasta electrolítica húmeda, esto para obtener una mejor conducción de la señal.
Elegimos los electrodos desechables debido a que son sencillos de conseguir, de colocar
además que con ellos obtuvimos los resultados deseados de la señal.
Anatomía del corazón
El corazón es el órgano principal del sistema circulatorio, localizado en el tórax levemente
a la izquierda del esternón y conformado por músculos especializados que suministran la
fuerza motriz para impulsar la sangre a través del organismo. Se compone de dos
cavidades superiores llamadas aurículas y dos inferiores denominadas ventrículos,
separadas por una pared muscular denominada tabique. El flujo sanguíneo se controla
por medio de cuatro válvulas: Tricúspide, Mitral, Pulmonar y Aórtica, las cuales, se
encargan de permitir el paso de la sangre entre las cavidades al interior y al exterior del
corazón.
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Figura 7 Anatomía interna del corazón
Datos anatómicos
Nodo sinusal o de Keith-Flack. Es un acumulo de miofibrillas, rico en tejió colágeno,
situado en la aurícula derecha, vecino a la desembocadura de la vena cava superior. En
él se origina la excitación normal del miocardio, de donde se deriva el nombre de ritmo
sinusal para dicho marcapasos.
Figura 8 Esquema del sistema de conducción cardiaca
Esquema del sistema de conducción cardiaca, que muestra la totalidad del sistema desde el nodo
sinusal de Keith-Flack hasta las arborizaciones de Purkinje. Nótese las vías que unen a ambas
aurículas así como los puentes anatómicos o haces internodales que discurren desde el nodo sinusal
hasta el nodo auriculoventricular. Aparecen también las ramas derecha e izquierda del haz de His, así
como los dos fascículos en que se subdivide la rama izquierda.
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Nodo auricoloventricular (AV). Está situado, en la aurícula derecha, en posición más
caudal, es decir, más próxima al tabique interventricular. Este nodo forma parte de un
sistema anatómico llamado zona de la unión. Esta zona, está ntegrada por varias formas
anatómicas, resumidas en:
-Regiones auriculares adyacentes al nodo AV.
-El propio nodo AV.
-El haz o fascículo de His.
-Las porciones de los tres fascículos de dicho haz: rama derecha, fascículo anterior de la
rama izquierda y fascículo posterior de la rama izquierda.
Haces internodales. Los impulsos en el miocardio auricular, se desplazan en varias
direcciones y lo hacen con rapidez. Ha sido demostrada la existencia de por lo menos tres
vías de tejido de conducción que establecen un puente anatomofuncional entre los nodos
sinusal y auriculovenricular. Son los haces internodales anterior, medio y posterior. La
conduccion esta garantizada mediante los tres haces, de los que están bien descritos los
de Bachmann y Wenckenbach.
Haz de His. Es una prolongación del nodo AV; se encuentra situado en la porción
muscular del tabique interventricular. Recibe su vascularización de la arteria coronaria
izquierda.
Rama izquierda del haz de His. Es el resultado de la bifurcación del haz de His, y se dirige
al ventrículo izquierdo.
Fascículos anterior y posterior de la rama izquierda. Esta rama izquierda se bifurca, casi
de inmediato, en dos fascículos: anterior y posterior que, en apariencia, ya desde el haz
de His, tienen delimitadas las fibras para cada fascículo. El fascículo anterior, el que
mayor trauma hemodinámica sufre es más largo y delgado que el fascículo posterior.
Ambos terminan insertándose en los músculos papilares anterior y posterior del ventrículo
izquierdo. Los dos fascículos reciben sangre de ambas arterias coronarias.
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Rama derecha del haz de His. Se dirige al ventrículo derecho y termina también en los
músculos papilares. Aparece como una continuación del haz de His, después que se ha
desprendido la rama izquierda. Es irrigada por la arteria coronaria izquierda; raras veces
recibe irrigación de ambas arterias coronarias.
Red de Purkinje. Forma una malla tupida que invade las paredes ventriculares y termina
confundiéndose con las fibras miocárdicas donde se asienta. La disposición anatómica del
sistema de conducción cardiaca es fundamental para entender la morfogénesis de las
ondas del electrocardiograma.
La disposición anatómica del sistema de conducción cardiaca es fundamental para
entender la morfogénesis de las ondas del electrocardiograma.
Para hacer un resumen en cuanto a la disposición del sistema de conducción cardiaca,
podemos decir que se orienta en dirección cefalocaudal, de derecha a izquierda, y sobre
todo, de endocardio a epicardio. Sus fibras ventriculares comienzan debajo del
endocardio y avanzan hacia las regiones subepicárdica. Por una ley bioeléctrica
fundamental, las regiones primeramente excitadas se tornan electronegativas (las más
próximas a las cavidades ventriculares), y las fibras subepicárdicas son las últimas en
excitarse, lo que determina el progreso de la onda de excitación de adentro hacia afuera.
Siguiendo el recorrido de la onda de excitación desde otra dimensión, observamos otro
dato esencial: comienza en regiones altas y progresa en sentido cefalocaudal, es decir, de
arriba hacia abajo, hacia la región de la punta. Ese trayecto, desde las regiones altas
hacia las bajas, de base a punta, se relaciona con otra característica: el corazón está
inclinado dentro del tórax hacia la izquierda y el punto activador comienza en regiones
situadas hacia la derecha. De esas tres características del sistema de conducción
cardiaca resulta una línea imaginaria que se desplaza de adentro hacia afuera, de arriba
hacia abajo y de derecha a izquierda. Con semejante base anatómica se explica
fácilmente que la línea de fuerza que representa la excitación miocárdica se aleje del
brazo derecho (polo negativo), y se aproxime al brazo izquierdo y pierna izquierda (polos
positivos). Por las mismas razones, dicha línea de fuerza se aleja de las cavidades
ventriculares (marcha de endocardio a epicardio) y se acerca a las regiones
subepicárdicas. Estos hechos esenciales están en la base de la teoría de Einthoven, y
nos permiten considerar al corazón como un campo eléctrico que siguen una trayectoria
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fija, que, en términos generales, siempre se alejan de su sitio de origen (nodo sinusal) y
marchan hacia las regiones apicales: de base a la punta.
En un ciclo cardíaco normal la actividad auricular se inscribe antes que la ventricular. La
despolarización auricular se representa por la onda P, y la repolarización por la onda T,
pero habitualmente ésta no se inscribe porque está oculta en el complejo ventricular o es
de muy baja amplitud. Luego se inscribe el segmento PR en el que no se detecta
actividad eléctrica y se define como línea isoeléctrica. El intervalo desde el inicio de la
onda P al complejo QRS (PR) representa el tiempo desde el inicio de la activación
auricular a la activación ventricular. La despolarización ventricular es representada por el
complejo QRS, que es el componente de mayor amplitud en el ECG. El término del
complejo QRS se denomina" punto J" y da inicio al segmento ST (período en que los
ventrículos aún están despolarizados), que separa el complejo QRS con la onda T; esta
última corresponde a la repolarización ventricular. Posterior a la onda T suele inscribirse
una pequeña onda de origen aún no definido, denominada onda U. El intervalo desde el
inicio de la activación ventricular al término de la repolarización se denomina intervalo QT.
Finalmente hay otra línea isoeléctrica entre el final de la onda T o U y la onda P.
A frecuencias bajas y en personas normales los segmentos PR y TP muestran claramente
la línea isoeléctrica, la que se considera como basal para medir la amplitud de las ondas o
deflexiones.
Con frecuencias rápidas el segmento TP desaparece ya que la onda T generalmente se
fusiona con la onda P.
Valores Normales de algunos componentes del ECG en adultos:
Onda P: <120ms;
Intervalo PR: 120-200ms;
Complejo QRS: <120ms; Intervalo
QTc: <440-460ms
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Ondas, intervalos y segmentos del electrocardiograma
Onda P. - Es la deflexión producida por la despolarización auricular, onda redondeada
con una amplitud normal no mayor de 0.25 mV y una duración entre 60 y 100 ms. El eje
de una onda P en el plano frontal bajo condiciones normales está entre 30 y 60º, por lo
cual es positiva en las derivaciones DI, DII y aVF, y es negativa en aVR. En aVL y DIII, la
onda P puede ser positiva en ambas o positiva en una e isobifásica en la otra. En las
derivaciones precordiales derechas esta onda es bifásica aun cuando puede ser positiva
solamente.
Intervalo PR (PQ). - Se denomina así al intervalo desde el inicio de la onda P al comienzo
del complejo QRS cualquiera que sea su primera deflexión, suele ser isoeléctrico. En los
adultos su valor normal va entre 120 y 200 ms. Es reflejo del tiempo de conducción
auriculoventricular (AV) que incluye el retardo fisiológico a través del nodo AV. Su
duración disminuye con el aumento de la frecuencia cardiaca.
Complejo QRS. - Corresponde a la activación ventricular. En adultos su intervalo normal
va entre 60 y 100 ms. La rotulación de las deflexiones que corresponde a los complejos
QRS es arbitraria quedando establecida así:
Figura 9 Señal electrocardiográfica.
Señal electrocardiográfica
Onda Q: deflexión negativa no precedida por deflexión positiva.
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Onda R: primera deflexión positiva del complejo.
Onda S: primera deflexión negativa después de una primera deflexión positiva.
Onda R’: deflexión positiva después de la onda S.
Onda S’: deflexión negativa después de la onda R’.
Onda QS (Complejo QS): cuando el complejo posee una deflexión negativa
monofásica.
En las derivaciones del plano frontal la polaridad de los complejos varía de acuerdo a la
posición anatómica del corazón; y en las derivaciones precordiales hay un progresivo
crecimiento de la onda R desde V1 a V6 y una disminución del voltaje de la onda S. La
transición ocurre habitualmente entre V3 y V4. Lo patrones normales de las deflexiones
del complejo QRS puede variar de forma sin que represente alguna anormalidad.
Segmento ST Comprende desde el fin del complejo QRS (punto J) hasta el inicio de la
onda T. Se debe tener en cuenta su relación con la línea de base, ya que con respecto a
esta puede estar supradesnivelado, infradesnivelado o ser isoeléctrico. Tiene valor
patológico si hay desniveles mayores a 1 mm. El punto J, corresponde a la unión entre el
fin de la onda S y el inicio del segmento ST. Debido a que no hay mayor cambio de
potencial durante esta fase, el segmento ST suele ser isoeléctrico en los
electrocardiogramas normales.
Onda T Corresponde con la repolarización ventricular y aparece al final del segmento ST.
Su polaridad suele ser positiva en todas las derivaciones excepto en aVR y
ocasionalmente en DIII. La forma de la onda T es redondeada pero asimétrica, por lo
general la rama ascendente de la T suele ser de inscripción lenta mientras que la
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descendente busca la isoeléctrica de forma rápida. La amplitud de la onda T es bastante
variable de unas a otras derivaciones, aunque nunca debe exceder de 0.6 mV.
Intervalo QT El intervalo QT se mide desde el comienzo del complejo QRS hasta el final
de la onda T, se relaciona, dentro de ciertos límites con la duración de la despolarización
y de la repolarización. El intervalo QT a veces no indica con precisión el tiempo de
recuperación de los ventrículos, su duración habitualmente es de 0.38 a 0.44 s. Sin
embargo, varía de acuerdo a la frecuencia cardiaca. Bazett propuso una fórmula que
permite calcular el intervalo QT corregido en cuanto a la frecuencia cardíaca:
Onda U Es una deflexión de bajo voltaje usualmente positiva que aparece después de la
onda T o antes de una onda P. Muestra la misma dirección de la onda T en una
derivación particular y es el 10% de su amplitud. Es más fácil identificarla en sus
derivaciones precordiales (V2 o V3), donde su amplitud puede llegar a 0.2 mV y con
frecuencias cardíacas bajas. La onda U negativa es anormal.
Derivaciones electrocardiográficas
El electrocardiograma consta de 12 derivaciones, que son el resultado de la exploración
indirecta del corazón desde distintos planos con la finalidad de estudiar el corazón
tomando en cuenta diversas referencias.
Las derivaciones estándares o clásicas se basan en una concepción de la bipolaridad,
debido a este hecho se les llama también derivaciones bipolares y se conocen con los
nombres de DI, DII y DIII.
Con posterioridad, surgieron las derivaciones unipolares de miembros, originadas de los
potenciales proyectados sobre ambos brazos y la pierna izquierda, se les conoce con los
nombres de aVR, aVL y aVF. Por último, aparecieron las otras derivaciones precordiales
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que se denominan V1, V2, V3, V4, V5 y V6, también unipolares, que completan la
exploración del corazón desde los planos anteriores, laterales, posteriores y cuya utilidad
en el diagnostico es decisiva.
Derivaciones estándar de Einthoven DI, DII y DIII
Einthoven pensando al corazón como un generador de corriente y el cuerpo como un
conductor, podría construirse imaginariamente un triángulo, formado por las raíces de los
miembros, sobre cuyos lados se proyectarían las fuerzas eléctricas emanadas del
músculo cardiaco. Dado que el corazón se inclina dentro del pecho hacia la izquierda, y
como los brazos y piernas son prolongaciones de sus respectivas raíces, en la práctica
empleamos los miembros superiores y el inferior izquierdo para construir el triángulo.
Las tres derivaciones de Einthoven tienen su fundamento bioeléctrico en la teoría del
dipolo. Tomando en cuenta la onda de excitación marcha de base a punta y, al
aproximarse al brazo izquierdo y la pierna izquierda, los convierte en polos positivos.
Teniendo ya constituidos los dos polos del dipolo, las tres derivaciones de Einthoven se
integran de la siguiente manera:
DI Brazo izquierdo menos brazo derecho.
DII Pierna izquierda menos brazo derecho.
DIII Pierna izquierda menos brazo izquierdo.
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Figura 10 Esquema del triángulo de Einthoven
Esquema del triángulo de Einthoven, constituido por las raíces de los miembros superiores y la región
pubiana. En la práctica se emplean los antebrazos y la pierna izquierda, ya que el cuerpo humano es
buen conductor eléctrico y los puntos convencionales son prolongaciones de los puntos teóricos.
Las derivaciones estándares tienen inconvenientes y limitaciones de gran importancia,
tales como los siguientes:
Están integradas en un plano frontal y son útiles para los potenciales proyectados en ese
plano. A su registro escapan todas las fuerzas emergentes de la activación muscular cuya
dirección y sentido sea otro. Por el hecho de simbolizar la diferencia de potenciales entre
2 puntos distintos, la resultante no representa más que una resta de fuerzas, y es por
tanto una mixtura. Tiene un valor muy limitado para diagnosticar, diferencialmente, el lado
izquierdo del derecho en las hipertrofias ventriculares y en los bloqueos de rama.
Su importancia, sin embargo, es fundamental, en lo concerniente a precisar.
-El ritmo cardiaco.
-La posición del corazón.
-Las medida de de las ondas, intervalos y segmentos, sobre todo en DII.
-El diagnóstico positivo y diferencial de las arritmias.
-La frecuencia cardiaca.
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Tienen un valor relativo para el diagnóstico del infarto del miocardio, ya que pueden
presentar signos de tejido muerto en personas sanas. En este tipo de registros, por
razones idiomáticas, se deben emplear términos distintos a los de los brazos y piernas, y
siempre se identificarán loas ángulos del triángulo con las iníciales de las palabras
inglesas right (derecho), left (izquierdo) y feet (pierna), anteponiendo las iníciales aV de
las palabras aumentada y vector, que se emplean como representación gráfica de las
fuerzas eléctricas que se registran.
Con esta nomenclatura las derivaciones estándares que quedan integradas como sigue:
DI es igual a aVL menos aVR (brazo izquierdo menos brazo derecho)
DII es igual a aVF menos AVR (pierna izquierda menos brazo derecho)
DIII es igual a aVF menos aVL (pierna izquierda menos brazo izquierdo).
Derivaciones unipolares de miembros aVR, aVL y aVF
La característica general de las tres derivaciones unipolares de miembros es su obtención
a partir de un electrodo explorador, que tiene como polo contrario un potencial que no es
exactamente igual, pero que se aproxima mucho a esa magnitud, por lo que su fuerza es
desdeñable. Considerando que estas derivaciones son esenciales para determinar la
posición del corazón, fundamentalmente, las posiciones intermedia, horizontal y vertical.
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Figura 11 Esquema de las derivaciones unipolares
Esquema de las derivaciones potenciales de miembros aVR, aVL y aVF. En aVR el electrodo
explorador recibe y registra potenciales electronegativos originados en la base del corazón y en las
cavidades ventriculares. En aVL y aVF se registran potenciales emanados de las paredes
ventriculares, cuya morfología depende de la posición anatómica del corazón. En un corazón
promedio normal el brazo izquierdo (aVL) capta los potenciales de la pared lateral del ventrículo
izquierdo, y la pierna izquierda recibe los potenciales de la cara diafragmática del corazón.
Derivaciones unipolares precordiales ó derivaciones torácicas
Son seis y deben su nombre a la posición o sitio donde colocamos el electrodo
explorador, y van desde V1 hasta V6. Son las derivaciones empleadas para precisar con
exactitud los trastornos miocárdicos del lado izquierdo y del lado derecho y distinguir las
lesiones de la pared anterior y de la pared posterior. Estas seis derivaciones permiten el
registro de potenciales que escapan a las seis derivaciones anteriormente explicadas,
abarcan el tórax, partiendo de su lado derecho y hasta llegar a la línea axilar media, esto
es, rodean al corazón a manera de un semicírculo.
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Figura 12 Colocación de electrodos para derivaciones precordiales
El electrodo explorador se sitúa en 6 puntos de la región anterior y lateral de la pared torácica, que
configuran un semicírculo que abarca ambas paredes ventriculares.
Se designan por la letra V y un número el cual representa la posición del electrodo
explorador.
V1: El electrodo explorador se sitúa en el cuarto espacio intercostal derecho, junto al
borde esternal. Recoge potenciales de las aurículas, sobre todo de la derecha, que es
anterior y subyacente, y de una pequeña parte del tabique interventricular y la pared
anterior del ventrículo derecho. Su grafoelemento ventricular está constituido por una
pequeña onda inicial positiva, y de inmediato se registra después una onda fuertemente
negativa. La positividad inicial se debe en su mayor parte a la activación de la pared
ventricular derecha. Su sector terminal, fuertemente electronegativo, es originado por
activación de la pared ventricular izquierda, que es muy gruesa, situada en una posición
posterior con respecto al plano anterior y al ventrículo derecho; esta negatividad suele ser
de 3 veces a 4 veces mayor que la positividad inicial, debido a que la pared ventricular
izquierda es mucho más gruesa que la derecha. La positividad de una onda y la
negatividad de la otra está determinada por el sentido en que se activan ambos
ventrículos: endocardio a epicardio.
El ventrículo derecho se acerca al electrodo explorador; por el contrario, la onda de
activación del ventrículo izquierdo se aleja del electrodo ubicado en la pared torácica
anterior.
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El V2 el electrodo se sitúa también a la altura del cuarto, espacio intercostal, pero del lado
izquierdo del esternón, justamente encima de la pared ventricular derecha, cuyos
potenciales se registran con mayor fuerza que en V1 en razón del mayor grosor de dicha
pared presenta a ese nivel, lo que determina la positividad inicial sea ligeramente mayor
que en V1. Inmediatamente después se inscribe al igual que en V1, una fuerza
intensamente negativa, originada por la activación ventricular izquierda. Vale para V2 el
mismo fenómeno que para V1, en cuanto al sentido en que se desplaza la onda de
excitación.
En V3 el electrodo explorador se sitúa en un punto equidistante de V2 y de la próxima
derivación, V4. Dicho electrodo se encuentra teóricamente situado sobre el tabique
interventricular, lo que hace de ella una derivación transicional entre las estructuras
miocárdicas izquierdas y derechas. A esa eventualidad deben su morfología sus
grafoelementos, que muestran fuerzas positivas y negativas equipotenciales, es decir,
iguales o casi iguales. Es importante advertir que al examinar un electrocardiograma
debemos comprobar si se guarda esa relación, ya que las hipertrofias ventriculares
tienden a desplazar esa relación por la rotación que experimenta el ventrículo
hipertrofiado.
En V4 el electrodo explorador se sitúa en la región de la punta del ventrículo izquierdo, en
el quinto espacio intercostal izquierdo y a nivel de la línea medioclavicular. En esta región
es precisamente donde mayor grosor muestra el ventrículo izquierdo, y su activación
origina una onda fuertemente positiva. Véase que al ubicarnos en un plano suprayadcente
al ventrículo izquierdo, los potenciales eléctricos se tornan muy positivos porque su onda
de activación se aproxima al electrodo explorador. Es esencial percatarnos que esa fuerza
ahora intensamente positiva, es la misma que, cuando se explora desde posiciones
torácicas anteriores (V1 y V2), originaba una fuerte negatividad. Su signo ha cambiado
simplemente porque ha variado el sitio desde el cual registramos y observamos. Ese es
un dato fundamental un en electrocardiografía: las ondas no son positivas o negativas
porque se originen en uno u otro ventrículo, sino porque la exploración se hace desde
puntos distintos.
Existen en presencia de dextrocardias y en muy raras ocasiones en hipertrofias
ventriculares derechas, que han provocado una dextrorrotación muy severa, pueden
situarse electrodos en la pared torácica anterior derecha.
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Con dichas posiciones se obtienen las derivaciones V3, V4, V5, V6 que, para identificar su
procedencia derecha, llevan siempre la letra minúscula d: V3d, V4d, V5d y V6d.
Figura 13 Esquema de otras derivaciones
Derivaciones torácicas derechas. El electrodo explorador se sitúa en regiones situadas a la derecha
del esternón. Estos puntos de referencia son útiles en el diagnóstico de las dextrocardias. LAA, línea
axilar anterior, LMA, línea media axilar y LMC, línea medio clavicular.
Excepcionalmente en algunas ocasiones es posible introducirse un catéter con un
electrodo al conducto esofágico o a las propias cavidades del corazón (derivaciones
esofágicas y derivaciones intracavitarias).
Electromiografía
Fundamento fisiológico celular
En el músculo podemos distinguir dos tipos de unidades, las anatómicas y las funcionales.
La unidad anatómica es la llamada fibra muscular y la unidad funcional es la unidad
motora. Una unidad motora es un grupo de fibras musculares inervado por una única
motoneurona de la médula espinal o de un núcleo motor del tallo cerebral. Este concepto
fue introducido por Liddell y Sherrington y comprende una motoneurona, su axón, las
ramificaciones de éste y el conjunto de fibras musculares sobre los que estos hacen
contacto sináptico. Si la motoneurona sufre una despolarización, ésta recorre todo el axón
hasta las terminaciones sinápticas y provoca la despolarización, casi sincrónica, en todo
el conjunto de fibras musculares de la unidad motora.
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La unidad contráctil de la musculatura del esqueleto es la fibra muscular, que es una
célula cilíndrica de unos 50 pm de diámetro, que al ser estimulada se contrae
desarrollando fuerza. Un músculo consiste en haces paralelos de fibras musculares. La
activación de cada fibra muscular se hace a través del axón de la fibra nerviosa motriz
que la inerva. Según la posición y la función del músculo, el número de fibras musculares
inervadas por un mismo axón puede variar entre uno o más de mil. El conjunto formado
por la célula nerviosa motriz en la espina dorsal, su axón y las fibras musculares que éste
inerva constituye la unidad funcional básica del sistema muscular y se conoce por unidad
motora –UM–. (Figura 14)
Figura 14 Diagrama de una unidad motora
Cuando el potencial de acción del nervio alcanza el punto en el que éste se une con el
músculo, se libera una cierta cantidad de un transmisor químico (la acetilcolina) que
origina la despolarización local de la membrana de la fibra muscular. El transmisor es
rápidamente neutralizado por una sustancia denominada estereato de acetilcolina,
quedando la unión mioneuronal libre para una nueva excitación. Al potencial complejo que
originan las fibras de una UM se le conoce por potencial de la unidad motriz (PUM) y es la
suma de los potenciales de acción de las distintas fibras de la UM (potenciales de acción
cuasi-sincrónicos en UM normales).
Con todo esto, un músculo puede considerarse como un conjunto de unidades motoras
dispuestas en paralelo, entre las cuales se encuentran otras fibras musculares
modificadas llamadas Husos Musculares que contienen elementos sensoriales que
perciben las tracciones en el músculo y sirven para el servocontrol de la posición del
músculo (Figura 15).
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Figura 15 Segmento de un haz de fibrillas musculares mostrando un huso con la terminación sensitiva
El significado de una orden de excitación dirigida a un músculo es que un número mayor o
menor de unidades motoras recibirán una orden de despolarización. Una orden motora
puede ser mínima, si solo ordena actividad a una única unidad motora, o máxima, si
ordena la contracción completa del músculo. La actividad de una unidad motora es el
elemento individualizable mínimo de la contracción muscular. En el electromiograma
(EMG) se registra la actividad del músculo y en él se puede distinguir la activación de sus
unidades motoras, las variaciones características de estas activaciones y las relaciones
de unas unidades con otras. Se comprende que el número de fibras musculares que
contiene cada unidad motora determina la finura o la delicadeza de los movimientos que
puede ejecutar. Este número de unidades recibe el nombre de «tasa de inervación» y
cuanto menor sea (es decir, muchas motoneuronas y pocas fibras musculares) más
flexibilidad motora tendrá el músculo. Por lo tanto, La fuerza de la contracción muscular se
gradúa controlando el número de axones que se estimulan y la frecuencia de cada axón.
Cada unidad motora ocupa un territorio en el cual es posible registrar su actividad. Este
territorio es algo mayor que el que físicamente ocupa sus fibras. De hecho, las unidades
no se agavillan unas junto a otras, ni hay una frontera definida entre ellas; por el contrario,
sus fibras o grupos de fibras se entrelazan con las de unidades vecinas de tal forma que
en una reducida sección transversal de músculo conviven varias unidades motoras. En
líneas generales, se puede afirmar que una unidad motora de un miembro superior se
corresponde con un área de unos 5-7 mm de radio. En los miembros inferiores son 7-10
mm. Estos valores se han obtenido por medios electrofisiológicos.
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Potenciales características en EMG
Pueden ser debidos a la actividad voluntaria o a la espontánea Dentro de la actividad
voluntaria, los potenciales de unidad motriz (PUM) son el objeto principal de estudio.
Consisten en la suma de distintos potenciales de acción de grupos de fibras musculares
que se están contrayendo casi sincronizadamente. Pueden ser monofásicos, bifásicos o
trifásicos y, en ocasiones, polifásicos con cinco o más fases. Su duración está
comprendida entre 2 y 15 ms y su amplitud entre 100 pV y 2 mV, aunque estas
magnitudes dependen mucho del tipo de electrodos empleado y del músculo considerado
(número de fibras de la UM) (Figura 16a)
La forma y las dimensiones de los PUM pueden modificarse en gran medida en sujetos
enfermos: por ejemplo, en algunas nefropatías periféricas la duración de los PUM
aumenta, así como su número de fases (Figura 16b). El registro de los PUM se suele
realizar contrayendo débilmente el músculo en observación. Si la contracción se hace
mucho más intensa, se obtiene lo que se conoce por patrón de interferencia: los PUM se
superponen siendo difícil distinguir sus características individuales. El aspecto del registro
se muestra en la Figura 17. Los PUM y el patrón de interferencia constituyen los registros
principales de la actividad voluntaria.
Figura 16 Potenciales de inserción (a) y fibrilación (b) en un músculo parcialmente denervado
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Figura 17 a) PUM de un sujeto normal; b) PUM polifásicos en una neuropatía periférica; c) PUM de
Electromiograma normal
La inserción del electrodo y posterior registro en el interior de la masa muscular permite
observar en el osciloscopio breves descargas de pequeños potenciales, que persisten
algo más que el movimiento de implantación, y cuyo origen probable es la irritación
mecánica de las fibras musculares por el desplazamiento de la aguja. Una vez disipadas
las ráfagas de inserción y estando el músculo en completa relajación, no hay que
observar registro de ninguna actividad en un electromiograma normal, visualizándose
solamente la línea base. Es decir, cuando el músculo se encuentra en reposo no se
registra ninguna actividad en el EMG. Si en estas condiciones se lleva a cabo una
contracción débil por parte del músculo, se visualizará en el osciloscopio un reducido
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número de potenciales de unidad motora, siendo cada una de ellas fácilmente discernible
de las demás, y existiendo entre ellas amplios segmentos de línea base.
Estamos en actividad de Patrón simple. Si aumentamos la fuerza de contracción se
incorporan nuevos potenciales que densifican el trazado, siendo ya escasos los trechos
netos con línea de base discernible. Estamos en,: el Trazado intermedio. Si la contracción
llega a ser máxima desaparecerá por completo la línea de base y se habrá conseguido el
Patrón de interferencia (Figura 18).
Figura 18 Patrones de actividad en la contracción progresiva muscular. a. Patrón simple; b. Patrón
Habrá que tener en cuenta que el patrón interferencial depende de varios factores
además de la intensidad de contracción. En algunos músculos, como los gemelos, es
difícil conseguir un patrón interferencial tan bien integrado como en el tibial anterior.
Asimismo el tipo de contracción isométrica o isotónica juega un papel importante. Por
tanto, la valoración del patrón interferencial constituye una variable influida por muchos
factores y que debe considerarse en el momento de instar el balance definitivo.
Electrooculograma
Consiste en detectar la diferencia de potencial que se genera alrededor del ojo cuando
este se mueve, debido a la colocación de electrodos cerca de los músculos oculares.. La
posibilidad de emplear los oculogramas como herramienta para ayudar a los médicos a
deducir patologías que afectan el correcto trabajo del ojo.
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Las posibles aplicaciones varían desde emplear los oculogramas para accionar
herramientas con el movimiento de los ojos hasta ayudar a un piloto a ubicar su objetivo
con solo mirar al mismo. Para capturar esta señal se ocupa al igual que las otras señales
electrofisiológicas electrodos de superficie, colocados en la parte superior e inferior de la
órbita, esto funciona para determinar el movimiento vertical y colocando electrodos en la
zona lateral de los ojos se adquiere el movimiento horizontal.
Esta señal se obtiene por medio de los electrodos, esta señal se encuentra en el orden de
los milivoltios y tiene una frecuencia que varía entre 1 y 40 Hz.
Figura 19 Distribución de los electrodos para toma del EOG.
En la Figura 19 para tomar el movimiento vertical de los ojos se utilizan los electrodos B-
C, mientras que para obtener el electrooculograma de los movimientos horizontales se
utilizan los electrodos D-E. El electrodo marcado con la letra A sirve como referencia y
puede ir en la frente o en la parte posterior del lóbulo de la oreja.
Movimientos oculares
Existen cuatro tipos de movimientos oculares, cada uno controlado por un sistema neural
distinto pero que comparten la misma vía final común, las neuronas motoras que llegan a
los músculos extraoculares.
1. Los movimientos sacádicos: movimientos súbitos y enérgicos de tipo
espasmódico, ocurren cuando la mirada cambia de un objeto a otro. Colocan
nuevos objetos de interés en la fóvea y disminuyen la adaptación en la vía visual,
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que podría ocurrir si la mirada se fijara en un solo objeto por períodos
prolongados.
2. Los movimientos suaves de persecución (de búsqueda): movimientos oculares de
seguimiento que se producen cuando se observa un objeto en movimiento.
3. Los movimientos vestibulares (movimientos de ajuste): ocurren como respuesta a
estímulos iniciados en los conductos semicirculares, para mantener la fijación
visual mientras se mueve la cabeza.
4. Los movimientos de convergencia: aproximan los ejes visuales entre sí cuando se
enfoca la atención en objetos cercanos al observador.
Aún cuando una persona se fije en un objeto estacionario, sus ojos no están inmóviles,
sino que exhiben muy pequeños movimientos involuntarios. Hay tres tipos de movimientos
involuntarios: vibración, saltos lentos y golpeteos.
1. Vibración: una serie de pequeñas vibraciones de los ojos entre 30-80 Hz (ciclos/s).
2. Saltos lentos: movimientos involuntarios que resultan en movimiento de saltos de
los ojos; estos saltos significan que aunque los objetos estén estacionarios, la
imagen salta a través de la fóvea.
3. Movimientos de golpeteo (microsacádicos): como la imagen salta en el extremo de
la fóvea, el tercer mecanismo involuntario causa un reflejo de salto del globo
ocular de tal manera que la imagen es proyectada nuevamente hacia la fóvea.
Microcontrolador PIC 18F4550
Se le llama microcontrolador al conjunto de microprocesador electrónico que tiene
incorporados otros elementos básicos para ejecutar un programa, como son la memoria y
los puertos, siendo estas últimas entradas y salidas de datos utilizados para que el mismo
se comunique de alguna manera con el exterior.
Todos los PIC están basados en la arquitectura Harvard, con memorias de programa y de
datos separadas. Como en la mayoría de los microcontroladores, la memoria de programa
está organizada en palabras de 12, 14 ó 16 bits mientras que la memoria de datos está
compuesta por registros de 8 bits. El acceso a los diversos dispositivos de entrada y
salida se realiza a través de algunos registros de la memoria de datos, denominados
registros de funciones especiales. Muchos microcontroladores PIC cuentan con una cierta
cantidad de memoria EEPROM para el almacenamiento no volátil de datos. Los PIC son
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microcontroladores RISC que cuentan con un pequeño número de instrucciones: entre 33
y 77. Todas las instrucciones son del mismo tamaño; una palabra de 12, 14 o 16 bits.
Los microcontroladores PIC cuentan con una amplia gama de dispositivos de entrada y
salida. Disponen de puertos paralelos de 8 bits, temporizadores, puertos serie síncronos y
asíncronos, convertidores A/D de aproximaciones sucesivas de 8 y 10 bits, convertidores
D-A, moduladores de ancho de pulso. Excepto en los PIC de gama baja, que no disponen
de un sistema de interrupciones, los dispositivos de entrada y salida generan solicitudes
de interrupción al microcontrolador, que se puede enmascarar individualmente.
En el caso de este proyecto, se utilizó el PIC 18F4550 un microcontrolador de gama alta,
distinguido por sus instrucciones de 16 bits. Los PIC18 constituyen una numerosa familia
de microcontroladores, que en su gran mayoría tienen memoria de programa tipo FLASH.
Tienen un repertorio de 77 instrucciones de 16 bits. La memoria de programa puede ser
de hasta 2 MB, y la memoria de datos puede llegar a los 4 k (4096) de registros de 8 bits
cada uno.
Se utilizó este PIC por sus grandes características que otorgan la posibilidad de hacer
mayor posibilidades de funciones con mayor velocidad, una función del microcontrolador
muy usada en el desarrollo de este proyecto, fue el convertidor analógico digital. La
conversión analógico-digital (A/D) es en esencia la comparación de una tensión
desconocida Vx, con una tensión de referencia, Vref. En la denominada conversión A/D
directa, la comparación se realiza entre Vx y fracciones de Vref de valor L x Vref/2N, donde L
y N son números enteros. Esta comparación se puede hacer de forma simultánea con
todos los valores entre 0 y Vref (convertidores flash o paralelos), o de forma sucesiva con
valores fraccionarios elegidos en un orden que agilice el proceso de decisión
(convertidores de aproximaciones sucesivas). Los CAD integrados en microcontroladores
suelen ser de aproximaciones sucesivas.
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Figura 20 El proceso de conversión analógica- digital (directa y su característica de transferencia)
En la conversión A/D indirecta, un circuito genera, por ejemplo, un intervalo de tiempo de
duración proporcional a la tensión de entrada, y dicha duración se compara con la de un
intervalo de tiempo generado a partir de la tensión de referencia y el mismo circuito.
Ambos intervalos se miden con el mismo contador digital. Otros convertidores obtienen
una frecuencia proporcional a la tensión de entrada, y luego miden la frecuencia con un
contador digital. Aquellos sensores que ofrecen una salida cuya información está en la
frecuencia, periodo, intervalo de tiempo, ancho de pulso, ciclo de trabajo, fase, etc. Se
denominan casi digitales (o cuasidigitales), porque, aunque su salida no es digital, basta
un contador para obtener un código que represente la información de entrada; es decir, el
propio sensor realiza parte de la conversión A/D indirecta. Dado que el resultado de
contar es un número entero, la característica de transferencia de la conversión indirecta
se puede describir mediante.
Ecuación 1. Conversión analógica digital indirecta.
Donde Dx es el número de orden del código de salida (entre 1 y 2N), ent (a) designa el
mayor entero menor o igual que a, Vx< Vref y N es el número de bits de convertidor. En el
código binario natural, sin signo, el primer código es 000…0 y el código superior es
111…1. Si el valor de Vref se puede seleccionar como sucede en algunos
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microcontroladores, el rango de tensiones de entrada variará según la selección. La
forma escalonada de la característica de transferencia de un CAD significa que todas las
tensiones de entrada que caen dentro de un intervalo.
Ecuación 2
Son asignadas al mismo código; Vu es cualquiera de las tensiones umbral a partir de las
cuales el código asignado es otro, y Q es el denominado intervalo de cuantificación.
Ecuación 3 Intervalo de cuantificación del CAD
En un CAD, Q= 1 LSB (bit menos significativo por sus siglas en inglés). La cuantificación
conlleva por una parte una incertidumbre, por cuanto a partir de un código de salida no se
puede saber a ciencia cierta cuál ha sido la tensión de entrada que lo ha producido. Por
otra parte, la cuantificación determina el menor cambio de tensión que el sistema puede
detectar, es decir su resolución.
Comunicaciones Inalámbricas
Tecnología inalámbrica Bluetooth
La tecnología inalámbrica Bluetooth es un sistema de comunicaciones de corto alcance,
cuyo objetivo es eliminar los cables en las conexiones entre dispositivos electrónicos,
tanto portátiles como fijos, manteniendo altos niveles de seguridad. Las características
principales de esta tecnología son su fiabilidad, bajo consumo y mínimo coste. La
especificación Bluetooth establece una organización uniforme para que un amplio abanico
de dispositivos pueda conectarse y comunicarse entre sí.
Una de las principales ventajas de la tecnología inalámbrica Bluetooth es su capacidad
para gestionar simultáneamente tanto transmisiones de voz como de datos. Esto permite
a los usuarios disfrutar de una gran variedad de soluciones innovadoras, tales como el
uso de manos libres para atender llamadas, funciones de impresión y fax, o la
sincronización de aplicaciones entre PDA, ordenadores y móviles, entre otras muchas.
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Versión de la especificación principal
Versión 2.0 y especificación EDR (transferencia de datos mejorada), adoptada en
noviembre de 2004.
Versión 1.2, adoptada en noviembre de 2003.
Composición de las especificaciones
A diferencia de otros estándares inalámbricos, la especificación Bluetooth otorga a las
empresas de desarrollo definiciones para la capa de enlace y de aplicaciones, lo que
permite que sea compatible con soluciones de voz y datos.
Espectro
La tecnología Bluetooth opera en una banda de frecuencia industrial, científica y médica
(ISM) que no requiere licencia y que se encuadra, concretamente, entre 2.4 y 2.485 GHz.
Utiliza una señal bidireccional en un espectro ensanchado por salto de frecuencia a una
velocidad nominal de 1600 saltos/segundo. La banda ISM de 2.4 GHz está disponible en
casi todos los países y no suele requerir licencia.
Interferencias
La función de salto adaptable de frecuencia (AFH) de la tecnología inalámbrica Bluetooth
se diseñó expresamente para reducir las interferencias de las tecnologías inalámbricas
que comparten el espectro de 2.4 GHz. La función AFH utiliza la frecuencia disponible
dentro del espectro. Para ello, detecta los dispositivos conectados y descarta las
frecuencias que éstos estén utilizando. Este salto adaptable permite unas transmisiones
más eficaces dentro del espectro, por lo que se mejora el funcionamiento del dispositivo,
incluso si el usuario utiliza otras tecnologías al mismo tiempo. La señal salta entre 79
frecuencias en intervalos de 1 MHz para tener un alto grado de tolerancia a las
interferencias.
Alcance
El alcance depende de la clase del dispositivo:
Los radios de clase 3 suelen tener un alcance de entre uno y tres metros.
Las radios de clase 2 son habituales de los dispositivos portátiles y tienen un
alcance de diez metros.
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Las radios de clase 1 se utilizan principalmente en el sector industrial y logran un
alcance de cien metros.
Potencia
Las radios más utilizadas son las de clase 2, con una potencia de 2,5 mW. La
tecnología Bluetooth se ha diseñado para minimizar el consumo de energía. Para ello, la
especificación cambia las radios al modo de ahorro de energía cuando no están activas.
Velocidad de transmisión
1 Mbps en la versión 1.2 y hasta 3 Mbps en la versión 2.0 y EDR
Tecnología módulos Xbee
Los módulos de RF XbeeTM son módulos de radio frecuencia que trabajan en la banda de
2.4Ghz con protocolo de comunicación 802.15.4, fabricados por la compañía Maxstream.
Estos módulos cuentan con un alcance en interiores de hasta 30 metros, y en exteriores
el alcance es de hasta 100 Mts.
Figura 21 Modulo XBee Pro
Los módulos Xbee son pueden ser programados a través del una hyperterminal y una
fase serial RS232. Las ventajas que se pueden tener con este tipo de dispositivos es que
es posible tener hasta 65000 combinaciones distintas de red y pueden ser de punto a puto
y punto a multipunto a partir del protocolo 802.15.4 que pertenece a las redes PAN
(Personal Area Network), esta ventaja es de las razones de mayor peso por las que se
eligió utilizar este dispositivo. Este tipo de módulos dispone de 6 convertidores analógico-
digital y 8 entradas digitales además de las de Rx y Tx
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El modulo RF de Zigbee, tiene una potencia de salida de transmisión de 1 mW, esta
potencia es muy baja para el alcance que logra el dispositivo, funciona a una frecuencia
de operación de 2.4 Ghz, y tiene una velocidad de datos en RF de 250,000 bps.
Metodología
Metodología del diseño del circuito general del electrocardiógrafo
El electrocardiógrafo consta de varias etapas cada una de ellas con una finalidad
específica y están en el orden que se muestra en la Figura 22 en un diseño de cascada,
es decir, uno tras otro.
Figura 22 Diagrama de diseño de electrocardiograma
Electrodos
Los electrodos se colocan en lugares específicos del pecho para adquirir los
biopotenciales de las diferentes derivaciones, estos electrodos son del tipo plata cloruro
de plata Ag/AgCl
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Diseño para el preamplificador del electrocardiógrafo
Utilizando el integrado AD620 es necesario tener una ganancia de 1000 con la finalidad
de que la señal que entra al microcontrolador tenga una amplitud máxima de 5 V y con un
offset de 2.5V. Tal integrado cuenta con una ecuación para ajustar la ganancia (ver
Ecuación 4); despejando el valor de la resistencia y dejando el valor de la ganancia como
una constante obtenemos la Ecuación 5.
Ecuación 4 Ganancia del preamplificador
Ecuación 5 Despeje de la resistencia
Ecuación 6 Sustitución y resultado
Como observamos en la Ecuación 6 el valor más próximo al resultado es una resistencia
de 47 Ohms, por lo que obtenemos un error calculado de la siguiente manera (Ecuación
7).
Ecuación 7 Error relativo
Ecuación 8 Sustitución en la ecuación de error
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Por lo tanto tenemos un error en la magnitud de la amplificación del 5% viendo la
Ecuación 8, si bien este error no es muy significativo, no va a causar una degradación en
la señal sino que nos dará un voltaje de salida más grande.
Diseño del circuito de aislamiento del paciente del electrocardiógrafo
Para el diseño de el sistema de aislamiento óptico se utilizo el circuito integrado 4N27,
este dispositivo consta de un led y un fototransistor tipo PNP encapsulados, al aumentar
la corriente en el led, este activa lumínicamente al fototransistor permitiendo el paso de
información en forma de señales, manteniendo ambas partes del circuito separadas
físicamente y sin una conexión eléctrica. Para la correcta implementación del circuito
debemos de calibrar adecuadamente ambas secciones del optoacoplador, es decir
regular la corriente que atraviesa el diodo LED y controlar la caída de voltaje en el
fototransistor.
Una consideración a tomar en cuenta es la necesidad de pasar una señal analógica, es
decir que tenga una parte negativa y una parte positiva, si lo conectamos de manera
directa, no se presentaría la transmisión completa ya que la parte negativa representaría
una corriente negativa sobre el led y este deja de emitir luz cuando alcanza el cero, por lo
que su construcción de esta manera no es viable, por lo que hay que poner un voltaje
positivo, para que se comporte como un offset, y aunque tengamos que transmitir voltajes
negativos, estos tengan una relación de corriente positiva en el LED.
Según las hojas de características del dispositivo la corriente optima en que el LED varia
linealmente su intensidad con respecto a la corriente, es de hasta 10 mA por lo que hay
que limita la corriente y mantenerla en ese rango.
Para realizar el cálculo consideraremos que la caída de voltaje en el led varia en un rango
debe 0 a 5V teniendo así un voltaje de offset de como se muestra en la Figura 23
Diagrama eléctrico del LEDFigura 23.
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Figura 23 Diagrama eléctrico del LED
Si proponemos una corriente en la malla de 2mA y teniendo en cuenta que la caída de
voltaje en el LED es de 1.18V tenemos que la caída de voltaje en la resistencia debe de
ser de 1.32 V y aplicando ley de ohm podemos conocer el valor de este resistor como se
observa en la Ecuación 9 y en la Ecuación 10. Como en el diseño la salida se realiza por
emisor, los voltajes de salida resultan invertidos, es decir con una ganancia negativa, esto
se corregirá posteriormente en el demás tratamiento analógico de la señal.
Ecuación 9 Divisor de voltaje para la resistencia
Ecuación 10 Ley de Ohm aplicada al divisor
LED1
1
R1
VCC
5V
2
VCC
2.5V
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Para calcular la caída de voltaje consecuente de la corriente que circula por el
fototransistor tenemos que referirnos a las hojas de especificaciones para esto se
necesita una resistencia de 770 Ohms, como esta resistencia debe ser muy exacta se
diseño un arreglo en paralelo de dos resistencias como se ve en la Ecuación 11
Ecuación 11 Resistencia resultante de un paralelo
Despejando y haciendo la sustitución de una resistencia propuesta de 3.3 KOhms y el
valor de la resistencia deseada obtenemos el valor de la segunda resistencia como se ve
en la Ecuación 12.
Figura 24 Diagrama conexión del 4n25
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Ecuación 12 Despeje y sustitución para obtener una resistencia en paralelo
Diseño de la etapa de amplificación del electrocardiógrafo
Posterior al aislamiento óptico de la señal, esta última se atenúa debido a que la
transferencia de la señal a través del optoacoplador no tiene una relación unitaria y a las
deficiencias inherentes al fototransistor, por lo que se hizo una etapa de amplificación
posterior con el diseño de la Figura 25. Esta ganancia se obtiene a partir de la
configuración amplificador inversor (Ecuación 13).
Ecuación 13 Relación de ganancia del amplificador inversor
Como deseamos una ganancia de alrededor de 5 se utilizo un arreglo con una resistencia
de 47kΩ y un resistor de 10kΩ y se obtuvo una ganancia de 47, suficiente para nuestros
propósitos, la sustitución se muestra en la Ecuación 14 .
Ecuación 14 Sustitución en la relación de ganancia
Figura 25 Esquemático de etapa de amplificación
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Diseño de la etapa de filtrado analógico del electrocardiógrafo
Es necesario el filtrado de la señal, para evitar la entrada de ruido y otros voltajes de
frecuencias indeseadas tanto muy altas, o bajas que no son de interés y que puedan
alterar el resultado del estudio por lo que se realizaron 3 filtros analógicos, un pasa altas,
pasa bajas y un corta banda.
Diseño del filtro pasa altas para el electrocardiógrafo
Se diseñó el circuito para obtener una frecuencia de corte de 0.3 Hz, lo que este filtro
permitirá el paso de señales con frecuencia mayores a 0.3 Hz, esto es para quitar el
voltaje de offset que se introdujo inicialmente en la etapa de aislamiento, ya que estos
voltajes de offset pueden saturar fácilmente a los amplificadores operaciones, con la
consecuente pérdida de datos y de la señal en general. El diseño del filtro esta
esquematizado en la Figura 26.
Figura 26 Esquemático filtro pasa altas
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Los resistores y capacitores que se utilizaron fueron de acuerdo a la función de
transferencia del filtro (Ecuación 15 ).
Ecuación 15 Función de transferencia para filtro pasa-altas
Diseño del filtro pasa bajas para el electrocardiógrafo
Para el filtrado del tipo pasa-bajas se utilizo el filtro tipo Sallen Key (Figura 27), este nos
permite obtener filtros muy precisos, con la utilización de pocos elementos; tan solo un par
de resistencias y un par de capacitores. Los parámetros de diseño para el filtro son una
frecuencia de corte de 10KHz y un factor de calidad de 0.70711.
La función de transferencia queda dada por
Figura 27 Esquemático filtro pasa bajas
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Ecuación 16 Función de transferencia de filtro pasa-bajas
Donde la frecuencia de corte viene dada por:
Ecuación 17 frecuencia de corte para filtro pasa-bajas
Mientras que el siguiente termino describe la calidad del filtro.
Ecuación 18 Calidad del filtro pasabajas
Diseño del filtro rechaza banda para el electrocardiógrafo
Por último probablemente el filtro más importante de todos, el filtro cortabanda, este filtro
es de suma importancia ya que se encargara de rechazar el ruido proveniente de la red
eléctrica, este ruido es el de más presencia en el ambiente, y el que más fácilmente se
puede introducir en nuestro circuito y alterar la señal a monitorear, el filtro es posible
calibrarlo a 60 Hz y además variar el ancho de banda cambiando la relación de el divisor
de voltaje en las resistencias R1 y R2 como se puede ver en la Figura 28, el ancho de
deseable es de 10 Hz.
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Este filtro posee la siguiente función de transferencia:
Ecuación 19 Función de transferencia de filtro rechaza-banda
De donde obtenemos los siguientes parámetros
Frecuencia de corte
Ecuación 20 Frecuencia de corte filtro rechaza banda
Ancho de banda
Ecuación 21 Ancho de banda filtro corta banda Figura 28 Diagrama esquemático del filtro rechaza banda
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Factor de calidad
Ecuación 22 Factor de calidad filtro cortabanda
Este filtro se diseño con una frecuencia de corte de 60 Hz, con la finalidad de evitar ruido
proveniente de la toma de energía eléctrica.
Conversión analógica digital de la señal proveniente del
electrocardiógrafo
La conversión analógica digital se realiza mediante un modulo especializado en el
microcontrolador PIC, que posee 13 canales independientes de conversión analógica
digital, cada uno con una resolución de 10 bits, de este total de 13 canales se utilizaron 8
canales, 3 canales para la obtención de las derivaciones monopolares y las restantes 6
para las precordiales.
Una vez realizada la conversión, el valor obtenido se almacena en una variable de
tamaño de 16 bits con tabulación a la derecha, esto para tener un manejo de datos
homogéneo, posteriormente se adquieren los valores de la conversión analógica digital de
los 8 canales y se almacenan los resultados en la memoria volátil RAM del
microcontrolador PIC para después enviarlos hacia el modulo de transmisión serial.
A continuación se cita un el código fuente utilizado para la conversión analógica digital y
el uso del modulo de comunicación serial.
1. Device 18F4550
2. Declare XTAL 40
3. Declare ADIN_RES 10
4. Declare ADIN_TAD FRC
5. Declare ADIN_STIME 50
6. Declare HSERIAL_BAUD 4800
7. Dim VAR1 As Word
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8. Dim VAR2 As Word
9. Dim VAR3 As Word
10. Dim VAR4 As Word
11. Dim VAR5 As Word
12. Dim VAR6 As Word
13. Dim VAR7 As Word
14. Dim VAR8 As Word
15. TRISA = %111111
16. ADCON1 = %10000010
17. ADCON2.7 = 1
18. ciclotron:
19. VAR1= 10000+ ADIn 0
20. VAR2= 10000+ ADIn 1
21. VAR3= 10000+ ADIn 2
22. VAR4= 10000+ ADIn 3
23. VAR5= 10000+ ADIn 4
24. VAR6= 10000+ ADIn 5
25. VAR7= 10000+ ADIn 6
26. VAR8= 10000+ ADIn 7
27. HSerOut ["C1=",Dec VAR1 ,"C2=",Dec VAR2, "C3=",Dec VAR3,
"C4=",Dec VAR4, "C5=",Dec VAR5, "C6=",Dec VAR6, "C7=",Dec VAR7
,"C8=",Dec VAR8, 10,13]
28. GoTo ciclotron
29. End
La primera sección del código del programa es la configuración de parámetros básicos
para el funcionamiento del compilador, tales como indicación del modelo de PIC a utilizar
y también la velocidad de procesamiento de CPU, esto se encuentra determinado por el
oscilador, en este caso es un cristal de cuarzo ubicado en la placa fenolica. En las
siguientes 4 líneas (líneas de 4 a 6) se detallan las configuraciones de los módulos a
utilizar conforme a la hoja de características del microcontrolador. En este caso el
conversor analógico digital, y el modulo de comunicación serial asíncrona, fueron los 2
módulos que se utilizaron principalmente en este proyecto, se configuran los parámetros
como la resolución del conversor y la velocidad de muestreo, así como el oscilador de
donde se tomará la base para el tiempo de muestreo de la conversión analógica digital, en
este caso fue el oscilador interno del microcontrolador.
En cuanto al modulo de comunicación serial asíncrona, es necesaria la configuración de
velocidad con la cual se envían los datos, se utilizó en este caso una velocidad de 4800
baudios (bits por segundo).
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Posteriormente es necesario declarar las variables a utilizar en el programa, así como el
espacio asignado en la memoria RAM para cada una de ellas, se asignaron variables de
tipo WORD, este tipo de variable tienen un tamaño de 16 bits ó 2 bytes, puesto que no
existe una variable que sea capaz de guardar solamente datos de 10 bits (dada la
arquitectura de 8 bits con la que fue diseñado y construido el microcontrolador).
Consecuentemente se configuran los puertos que asumirán la función de entradas
analógicas o si se trata de entradas/salidas digitales, en este caso se configuraron 8 pines
como entradas analógicas. Después se configura la tabulación del resultado de la
conversión analógica digital, ya que como el resultado es de 10 bits y la variable en donde
se puede almacenar es de 16 bits, se elige tabular hacia la derecha de esta manera los 6
bits más significativos quedaran siempre en cero. Posteriormente dentro del código del
programa se llega a la parte medular del código indicada con la etiqueta ciclotrón.
Este ciclo realiza de la conversión analógica digital de cada canal y se almacena el
resultado en su respectiva variable, además se le hace la adición de un valor de 10000 en
decimal, esto es para homogenizar el tamaño del contenido de las variables, así se
obtiene una serie de datos almacenados. Cada canal del conversor utilizado corresponde
a una señal analógica equivalente a un valor digital en cada tiempo de muestro. Se
procede a empaquetar cada variable y asignarle una etiqueta para su posterior
reconocimiento con MatLab, se envía el paquete de información de los 8 canales y se
procede a añadirle el terminador, este es un comando especifico del protocolo RS232,
que le indica al modulo en hardware que se ha terminado de enviar un paquete de datos,
este terminador es equivalente a lo que comúnmente se usa como un “enter”. Una vez
hecho todo lo anterior el programa se pone en un ciclo infinito sobre el código dentro de la
etiqueta de ciclotrón, con la finalidad que constantemente se envíen datos.
Transmisión de las señales electrofisiológicas mediante protocolo
Bluetooth
Para realizar este tipo transmisión de datos, es necesaria la utilización de un modulo
programable que cuente con las características indispensables para enviar datos de forma
inalámbrica a partir de la información procesada desde el microcontrolador.
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El módulo Bluetooth utilizado es de la marca Roving Networks modelo RN41, es un
circuito integrado de bajo consumo, dispone de un soporte para la utilización de distintos
tipos de protocolos de interfase, en este caso el modulo se puede configurar por medio de
protocolo UART, cuyas instrucciones son enviadas desde el microcontrolador para
configurar los parámetros de transmisión y conexión para realizar la transmisión. Este
modulo es pequeño y muy sencillo de utilizar, se diseño con la finalidad de remplazar
cables seriales, este módulo es capaz de funcionar bajo los tipos Bluetooth 2.1/2.0, 1.1,
1.2, además de soportar el sistema EDR (Enhaced Data Rate) esto le otorga una gran
capacidad de configuraciones de velocidad, desde 721 Kbps hasta 2 Mbps. que se
pueden aplicar a diversas funciones que se pueden programar dependiendo las
necesidades del usuario.
En cuanto a la conexión eléctrica de los circuitos se procedió a conectar el pin 25 de
transmisión serial (Tx) del microcontrolador al pin de recepción de la tarjeta de bluetooth y
el pin de transmisión de la tarjeta hacia el pin 26 de recepción del microcontrolador (Rx);
mientras que el PIC se conecta con su circuito mínimo y el dispositivo bluetooth con su
respectiva polarización de 3.3V y su regreso a tierra. También de manera opcional se
puede conectar una pantalla tipo LCD de 2x16, solo para que indique en que parte de la
secuencia de configuración se encuentra el sistema y monitorear el proceso de conexión
con mayor facilidad.
.
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Figura 29 Diagrama de conexión del microcontrolador PIC18f4550 y el módulo RN41 Bluetooth.
Figura 30 Vista superior e inferior del modulo Bluetooth RN41
Es necesario conocer la configuración de este dispositivo para que pueda ser utilizado, el
usuario debe tener conocimientos de programación, operación y comunicación Bluetooth,
para lograr programar este dispositivo es necesaria una conexión USB o un puerto COM
virtual (puerto serie virtual) a partir del cual se mandarán los comandos en ASCI, similar al
protocolo AT. Después de configurar estas características el dispositivo mantendrá estas
instrucciones en su memoria a pesar de no ser utilizado, hasta el momento en que se
vuelva a configurar.
Como casi todos los dispositivos bluetooth actuales, el módulo RN-41 funciona bajo la
dirección SPP (Serial Port Profile), para lograr configurarlo, es necesario emparejar el
servicio bluetooth con el ordenador. Después de hacer este proceso, se procede a entrar
al modo de comandos para la configuración y programación del dispositivo.
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Se comienza ingresando al modo comandos, introduciendo “$$$” (tres signos de pesos),
el dispositivo debe contestar con la palabra “CMD” que indica el correcto acceso al modo
de comandos, posteriormente se configura conforme a una serie de comandos existentes,
al introducirlos, el dispositivo responde con distintas frases dependiendo si fueron los
comandos introducidos correctamente o fueron comandos inválidos, los comandos
validos, el dispositivo responde con la palabra “AOK” y en los inválidos contesta con un
la palabra “ERR”. Los comandos no reconocidos contesta con un signo de interrogación
“?”.
Para salir del modo de comandos, se escribe “---“.
Las configuraciones predefinidas de este dispositivo son de 115,200 baudios, 8 bits sin
paridad y 1 bit de parada, de esta configuración es necesaria la modificación de la
velocidad de transmisión de los datos.
A continuación se muestra el diagrama de flujo correspondiente al programa.
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Inicio
Configuración
de Baudaje.
Velocidad de
Oscilador
Configuracion
de Conversor
A/D
Configuracion
de puertos
Declaracion de
variables
Config tabulacion
de CAD
A
A
Entrada al modo de
comandos de la
tarjeta bluetooth
Orden de
conexión con
dirección
especifica
Adquisición
analogica digital de
cada canal
Envío de datos por
Puerto serial
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Cuando se cumpla la condición de reconocimiento de caracteres continuara el programa y
saltara a la línea del programa siguiente, en esta siguiente sección el PIC enviara en el
formato de comandos del módulos de bluetooth la dirección MAC del dispositivo al que
debe de hacer el enlace seguido del terminador, este número MAC proporciona la
seguridad básica en la transmisión de datos ya que solo el dispositivo designado podrá
leer o escribir los datos en este canal de comunicaciones, una vez enviada la cadena de
MAC el microcontrolador PIC se pone en un ciclo de espera de 5 s para que dé tiempo al
dispositivo de bluetooth a realizar el enlace satisfactoriamente, el tiempo de espera en
realidad varía según la distancia de los dispositivos, en caso de encontrarse cerca la
transmisión es más eficiente, por el contrario en caso de encontrarse muy separados el
enlace tardara mas en realizarse.
Ya que se hubo realizado el enlace del dispositivo de bluetooth de la computadora, el
software del bluetooth USB crea un puerto tipo COM virtual que puede ser accesado
fácilmente tanto por MatLab como por cualquier otro comunicador serial. Cuando se hubo
agotado el tiempo de espera el PIC y el modulo de bluetooth entran en modo de datos, y
se comienzan a enviar los datos por medio del canal de comunicación en los dispositivos.
A partir de este punto el transmisor de bluetooth se encuentra totalmente preparado para
iniciar el envío de datos; la computadora por su lado tendrá conectado por un puerto USB
un pequeño receptor de bluetooth comercial, este tiene un software incluido que crea un
puerto serial virtual que es monitoreado por Matlab o por el comunicador serial que
deseemos.
Transmisión de los datos mediante módulos XBee
El modulo de transmisión por radiofrecuencia que manejan los XBee ®, funciona a una
frecuencia de 2.4 GHz, este tipo de modulo utiliza un formato de comunicación bajo el
protocolo IEE 802.15.4 característico por su bajo costo, bajo consumo de potencia y con
una máxima confiabilidad, este protocolo permite la conexión de punto a punto de
dispositivos para una transmisión bidireccional sencilla, o también puede realizarse una
conexión bajo el patrón conocida como estrella, donde existe un coordinador de la red que
fungirá como un nodo central, y determinará que señales serán las que obtendrá y que
módulos estarán en funcionamiento.
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Figura 31 Modulo XBee y la configuración de sus pines
En este tipo de dispositivos, al igual que el modulo RN-41 es necesario configurarse para
poder utilizarse en casos específicos a partir de la programación del módulo con la ayuda
del protocolo RS-232 esto para hacer funcionar las diferentes opciones con las que
cuenta, estas no solo son la recepción y envío de datos, cuenta con entradas digitales y
analógicas, generadores de ancho de pulso, y entradas para referenciar los voltajes del
conversor analógico digital. En este caso el microcontrolador PIC se conecta por a los
puertos de transmisión asíncrona con los pines Tx y Rx a los puertos de entrada UART y
salida UART con los que cuenta el modulo XBEE.
Figura 32 Diagrama de conexión entre microcontrolador y modulo XBee
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En la Figura 32 el modulo XBEE transmisor es conectado al puerto UART del
microcontrolador, mientras que el receptor se conecta directamente al MAX232, este
circuito integrado es transforma señales de un puerto serial RS232 a señales de lógica
estándar.
Figura 33 Diagrama de conexión modulo XBee y MAX232
Al conectar los módulos XBEE como en las dos figuras anteriores, comienza la
transmisión de datos bajo un esquema predefinido de operación conocido como modo
transparente.
Este modo de operación consiste en remplazar una línea serial, toda la información UART
recibida a través del pin DI (datos de entrada) del modulo transmisor, esta información es
enlistada para la transmisión por radio frecuencia. Cuando la información de
radiofrecuencia es recibida por el modulo receptor, esta información es enviada al pin DO
(datos de salida) del modulo receptor en niveles de lógicos estándares, y posteriormente
estos niveles son convertidos a niveles RS232 para poder ser detectados en la
computadora.
Desarrollo de la interfaz grafica con MatLab
GUIDE (GUI) es un entorno de programación visual disponible en MATLAB para realizar y
ejecutar programas que necesiten ingreso continuo de datos. Tiene las características
básicas de todos los programas visuales como Visual Basic o Visual C++.
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64
Una de las tantas herramientas con la que cuenta MatLab, es la creación de GUIs. La
forma de implementar las GUI con MatLab es crear los objetos y definir las acciones que
cada uno va a realizar. Al usar GUIDE obtendremos dos archivos:
Un archivo FIG. Contiene la descripción de los componentes que contiene la
interfaz.
Un archivo M. Contiene las funciones y los controles del GUI así como el callback
Figura 34 Archivo .fig
En la Figura 34 se observa nuestro archivo .fig así como los elementos que constituyen a
la interfaz de trabajo del GUI, donde se puede ver de manera sencilla en la parte lateral
izquierda las herramientas de trabajo que se pueden utilizar y que van desde push
buttons, cuadros de texto, cuadros de axes, insertar tablas, etc.
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65
Figura 35 Archivo .m asociado al archivo .fig
De igual manera se observa que Figura 35 corresponde al archivo de extensión .m que se
crea de manera automática al generar nuestro archivo .fig relacionada con nuestra GUI.
Un callback se define como la acción que llevará a cabo un objeto de la GUI cuando el
usuario lo active, un caso típico de ello puede ser un botón el cual al presionarlo ejecutará
una serie de acciones, a eso se le conoce como la función del callback. Así al crear desde
un push button, un cuadro de texto, un cuadro de ejes para imágenes, entre otros, cada
uno tendrá un callback relacionado con el cual se podrá trabajar posteriormente para
asociar cualquier código y resolver las necesidades correspondientes a nuestra interfaz.
Estos dos archivos serán más que suficientes para poder generar la interfaz grafica
necesaria para poder resolver los siguientes puntos:
Consultar el historial de los pacientes
Realizar un estudio de ECG para ver en tiempo real las señales a tratar
Almacenar los datos provenientes de dicho estudio para posteriores consultas
Conectar la base de datos de los pacientes con Matlab
Reconstruir las derivaciones del ECG mediante Matlab
Visualizar las derivaciones provenientes del protocolo en cuestión, ya sea mediante Serial, Bluetooth, Wireless o SMS.
Por lo que se propone la siguiente estructura del programa que solucione dichos
aspectos.
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66
Figura 36 Estructura general del programa
Dicho lo anterior se presenta el siguiente diagrama de flujo que muestra el funcionamiento
de la interfaz grafica GUI mencionada:
PRINCIPAL primera ventana, acceso al historial del paciente
BUSQUEDA
POR ID
(Acceso al historial del
paciente mediante su ID
correspondiente)
NUEVO
PACIENTE (Permite
introducir datos de los pacientes que
no se tengan registrados dentro de la
base de datos)
GUARDAR
(Acceso al historial del
paciente mediante su ID
correspondiente)
REALIZAR
ESTUDIO (Obtención
de la señal de ECG
proveniente del paciente)
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67
si
no
no si
si
Figura 37 Diagrama de flujo de la interfaz grafica
no
Obtención de la señal vía
Bluetooth, Wireless o Serial
Reconstrucción de las
derivaciones de ECG
Muestreo por separado
de cada una de las
derivaciones
A
B
Inicio
Acceso al historial
del paciente
Guardar Datos
de paciente
¿Nuevo
Paciente?
Introduzca datos
de paciente
Búsqueda por
Id
A
¿Existe?
Verificar Id
Despliegue de datos
del paciente
¿Realizar
Estudio?
B
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68
El programa se inicializa con la pantalla principal, la cual informa en ella el tipo de estudio
a realizar, los creadores y la escuela de procedencia así como un botón de
direccionamiento hacia el historial de paciente.
La siguiente pantalla representa el historial del paciente, si es un nuevo ingreso se tiene
que realizar la captura de sus datos para tener un registro de la base de datos actualizada
además de otorgarle una Id personal a dicho paciente para su posterior manejo de
información mediante la interfaz, si la Id se encuentra en existencia en la base de datos,
Matlab leerá la Id de la base de datos creada en Microsoft Excel y mostrará la información
personal del paciente, nombre, sexo, edad, estado civil, entre otros parámetros.
Si es requerida, la sección de realizar estudio dará pauta a la parte final de la interfaz,
esto significa la obtención de la señal mediante los diferentes protocolos de comunicación
utilizados en este proyecto: Bluetooth, Wireless o Serial, en caso contrario, si no se
requiere más que actualizar datos o consulta de ellos terminaría el trabajo de la interfaz
creada.
El proceso posterior a la obtención de la señal corresponde a la reconstrucción de la
señal,
Diseño de la base de datos y del sistema de comunicación entre Excel
y Matlab
Se debe de tener en cuenta que dicha base de datos, con la respectiva información de
cada paciente será enlazada más adelante mediante Matlab para un posterior manejo de
los datos, conociendo esto explicaremos el sistema de comunicación que enlaza a ambas
aplicaciones por lo que consideraremos las siguientes funciones:
SENTENCIAS XLSREAD Y XLSWRITE
xlsread: esta función lee una hoja de datos de Excel (.xls) desde Matlab, la sintaxis que
se maneja es la siguiente:
[num, txt] = xlsread(filename, sheet, 'range')
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69
Citando un ejemplo de lo anterior tenemos:
[num, txt] = xlsread(„Base.xls‟,‟Datos‟, 'D1:D2')
De donde:
[num, txt]: regresa el dato numérico y el dato de texto en un arreglo de celdas.
„Base.xls‟: hace referencia al nombre con el cual se guarda la base de datos en
Excel
‟Datos‟: corresponde a la hoja de datos en la que se está trabajando en el archivo
„Base.xls‟
'D1:D2': corresponde a las celdas o al rango de celdas en especifico de las cuales
se pretende extraer la información, para este ejemplo le leerían las celdas D1 y D2
de la hoja „Datos‟ del archivo „Base.xls‟
xlswrite: esta función escribe datos provenientes desde Matlab a un archivo .xls
de Excel, la sintaxis que se debe de manejar es la siguiente:
xlswrite(filename, M, sheet, range)
Haciendo referencia a un ejemplo de lo anterior se propone
xlswrite('Base.xls','casado','Datos','D1')
De donde:
'Base.xls': corresponde al nombre del archivo con extensión .xls de Excel
'casado': los datos que se quieren ingresar de forma alfanumérica
'Datos': hoja de datos de trabajo en el archivo „Base.xls‟
'D1': corresponde a la celda a la cual se desea escribir datos
Por lo que tomando en cuenta lo anterior se escribiría la palabra „casado‟ en la celda „D1‟
en la hoja „Datos‟ del archivo „Base.xls‟.
SENTENCIAS GET Y SET
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70
La asignación u obtención de valores de los componentes se realiza mediante las
sentencias get y set. Por ejemplo si queremos que alguna variable contenga la
información introducida en un cuadro de texto en específico escribimos lo siguiente:
nnombre=get (handles.nombre,‟string‟);
Donde nombre es la nueva variable que contendrá la información introducida en el cuadro
de texto con un tag asignado de fondo „nombre‟, así todo lo que se tenga como nuevo
ingreso de datos será guardado aquí mediante la condición de que serán manejados
como una cadena de caracteres especificados en la palabra „string‟ adyacente al puntero
„handles‟.
Para asignar el valor de la variable nnombre a algún statictext etiquetado como text1
escribimos:
set(handles.text1,'String',nnombre);
A continuación se cita parte del código fuente utilizado para la comunicación entre Matlab
y Excel
1. clc 2. [num text]=xlsread('Base.xls','Datos'); 3. [m n]=size(num); 4. idn= m+1;
5. s1='A'; 6. s2=num2str(idn+1); 7. s=strcat(s1,s2);
8. nnombre=get(handles.nuevopaciente,'string'); 9. nnombre=cellstr(nnombre); 10. xlswrite('Base.xls',nnombre,'Datos',I);
Primeramente se hace una lectura de la base de datos y de la hoja en especifico en la
que se encuentren estos mediante la instrucción „xlsread‟, se determina el tamaño de la
matriz para así poder saber que campos están llenos y cuáles vacios, se hace uso de una
asignación de columnas tomando como ayuda la letra inicial de cada una de estas que
están ya preasignadas en Microsoft Excel como es el caso de la columna „A‟ y en base a
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71
que ya conocemos cuántas Id‟s se tienen y que tenemos que crear una nueva para un
nuevo registro de información se concatena dicha nueva Id con la columna a la que se
requiere meter información para tener un rango especifico de escritura.
Posteriormente se hace uso de la instrucción „cellstr‟ para designar que la celda en la que
se va a trabajar este esperando solo cadenas de caracteres para rellenar datos, por último
la instrucción de „xlswrite‟ selecciona la base de datos y la hoja de trabajo en la que serán
escritos los datos ingresados mediante los cuadros de texto „nnombre‟ y „idn‟.
Resultados
Electrocardiógrafo
Se diseño el sistema de adquisición de la señal electrofisiológica de manera analógica.
Una vez que se hubo asegurado el correcto comportamiento de los circuitos se procedió a
hacer un prototipo en placa fenolica. En la Figura 38 se encuentran indicados con una
flecha y numero cada sección del electrocardiógrafo.
Figura 38 Electrocardiógrafo
5 4 1
6 7
3
2
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Amplificador de instrumentación
Aislamiento Óptico.
Filtro Pasa altas
Amplificador
Filtro pasa bajas
Filtro rechaza banda
Adecuador de nivel de voltaje
Posteriormente se realizo el circuito pcb del electrocardiógrafo en el software ARES una
de las aplicaciones contenidas en contenido a su vez en el programa Proteus.
Figura 39 Diagrama del pcb de 1 canal del Electrocardiógrafo
En base a este diagrama (Figura 39) se procedió a un serigrafiado del circuito para una
mejor presentación de este al momento de imprimir sobre la placa de cobre y tener un
error relativamente pequeño en cada una de las pistas que enlazan a las distintas
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73
secciones del circuito que constituyen al diagrama en pcb, a partir de esto se realizaron 8
placas fenolicas.
Figura 40 Placas de cobre correspondientes a los 8 canales asociados a un estudio de ECG
Estas 8 placas fueron realizadas con la finalidad de obtener una medición de los 8
canales correspondientes a las señales electrofisiológicas amplificadas propias de un
estudio de ECG
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74
Figura 41 Señal obtenida de un canal del electrocardiógrafo
En la se muestra la señal obtenida de un solo canal del electrocardiógrafo la cual si se
observa con detenimiento cuenta con un voltaje de offset para poder ser procesada dentro
de los valores de voltaje de 0 a 5v correspondientes a la resolución de 0 a 1024bits
pertenecientes al convertidor analógico digital del PIC18F4550.
Etapa de amplificación
Al utilizar la resistencia de 47 Ohms, obtuvimos una ganancia experimental de 1000.
Etapa de aislamiento
Se probo el circuito armado y con la configuración se obtuvo que la señal pasa sin
distorsiones en todo su rango a través del aislamiento óptico, también se observo una
disminución del voltaje de la mitad y con un offset de 2.5 V con lo que se hace
indispensable la aplicación inmediata de un filtro pasa-altas y una segunda etapa de
amplificación.
Etapa de amplificación
Se amplificó con una ganancia de 4.7 la señal procedente del optoacoplador con la
finalidad de obtener una señal con una intensidad mayor y que sea más manejable. Se
hizo una prueba con una señal senoidal de un volt pico-pico, y se obtuvo a la salida de
este amplificador una señal de 4.8 volt pico-pico con lo que consideramos adecuado este
circuito.
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75
Etapa de filtrado
Pasa-altas
Se realizó un filtro pasa altas de una frecuencia de corte de 0.3 Hz en una tablilla de
protoboard, cuando se comprobó la funcionalidad del filtro, se procedió a pasar el diseño
del filtro a una placa fenolica en conjunto con los demás filtros
Para corroborar su funcionamiento se procedió a hacer un barrido de frecuencias
obteniendo los siguientes valores.
Tabla 1 Barrido filtro pasa altas
Frecuencia [Hz]
Voltaje de Entrada [V]
Voltaje de Salida [V]
Ganancia
0.097 9.8 1.36 0.138
0.158 9.8 3.28 0.334
0.235 9.8 6.16 0.628
0.268 9.8 6.76 0.689
0.304 9.8 7.04 0.718
0.320 9.8 8.16 0.832
0.413 9.8 9.12 0.930
0.602 9.8 9.80 1.000
0.740 9.8 9.80 1.000
0.870 9.8 9.80 1.000
Grafica 1 Ganancia vs frecuencia filtro pasa altas
0.000
0.200
0.400
0.600
0.800
1.000
1.200
0.000 0.200 0.400 0.600 0.800 1.000
Gan
anci
a
Frecuencia [Hz]
Barrido filtro pasa-altas
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76
Tanto en el Grafica 1 como en la Tabla 1, podemos notar que la frecuencia de corte de
0.3 Hz es muy aproximada al momento de probar los filtros en comparación de la
respuesta deseada en la metodología, se sabe que un filtro es considerado correcto
cuando su frecuencia de corte se encuentra alrededor de un 70% de la ganancia, este
filtro es un poco complejo de medir debido a la medición a que la medición de frecuencias
tan bajas en un osciloscopio depende mucho de la percepción del observador lo que
puede conllevar a distintos errores en la medición como se observa en el punto situado a
0.304 Hz . El error de este filtro esta expresado por la Ecuación 23:
Ecuación 23 Error de filtro pasa-altas
Filtro pasa bajas
Se realizo un barrido de frecuencias con una señal del tipo senoidal a la entrada del filtro,
y se midió la amplitud de de la onda a la salida, conforme se fue variando la frecuencia se
fueron registrando los diferentes valores de voltaje a la salida del filtro
Tabla 2 Barrido filtro pasa bajas
Frecuencia Hz Voltaje de
Entrada
Voltaje de
Salida
Ganancia Frecuencia Hz Voltaje de
Entrada
Voltaje
de
Salida
Ganancia
1200 10 10 1 12300 10 6.8 0.68
2200 10 10 1 13100 10 6.4 0.64
3000 10 9.8 0.98 14400 10 6 0.6
4150 10 9.4 0.94 16000 10 5.8 0.58
5100 10 9.2 0.92 17000 10 5.6 0.56
6000 10 8.8 0.88 18000 10 5.4 0.54
7300 10 8.4 0.84 19080 10 5.2 0.52
8000 10 7.8 0.78 20120 10 4.8 0.48
9050 10 7.4 0.74
10500 10 7.2 0.72
11300 10 7 0.7
En los resultados tabulados notamos que se tiene la ganancia del 70% alrededor de los
10500 Hz, si la frecuencia de corte deseada era 10000Hz se obtiene un porcentaje dado
por.
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77
Ecuación 24 Error experimental en el filtro pasabajas
El error obtenido es admisible.
Grafica 2 Ganancia vs frecuencia del filtro pasa bajas
Filtro Rechaza Banda
Se realizó el barrido de frecuencias del filtro rechaza banda, este filtro está calculado para
funcionar a una frecuencia de 60 Hz, para evitar la entrada de cualquier tipo de ruido
proveniente de la línea de energía eléctrica.
0
0.2
0.4
0.6
0.8
1
1.2
0 5000 10000 15000 20000 25000
Gan
anci
a
Frecuencia [Hz]
Gráfica de ganancia Vs frecuencia del filtro pasa bajas
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78
Tabla 3 Barrido de filtro cortabanda
Frecuencia
Hz
Voltaje de
entrada
Voltaje de
salida
Ganancia Frecuencia
Hz
Voltaje
de
Entrada
Voltaje
de
Salida
Ganancia
10 10.2 10 0.98039216 74 10 4.8 0.48
20 10.4 10 0.96153846 77 10.2 5.6 0.54901961
30 10.4 9.4 0.90384615 80 10.2 6.4 0.62745098
40 10.4 8.2 0.78846154 84 10.2 6.8 0.66666667
45 10.4 7.4 0.71153846 87 10.2 7.2 0.70588235
50 10.2 5.6 0.54901961 90 10.2 7.6 0.74509804
54 10.2 3.8 0.37254902 96 10.2 8 0.78431373
59 10.2 1.4 0.1372549 104 10.2 8.4 0.82352941
60 10.2 1 0.09803922 109 10.2 8.8 0.8627451
63 10.2 1.4 0.1372549 114 10.2 8.8 0.8627451
66 10.2 2.4 0.23529412 123 10.2 9.2 0.90196078
70 10 3.8 0.38
Grafica 3 Grafica de ganancia vs frecuencia del filtro rechaza banda
Tomando esto en cuenta lo anterior se da cabida al proceso de convertir la señal
adquirida en la imagen anteriormente mostrada, por cada una de las placas realizadas
-25
-20
-15
-10
-5
0
1 10 100 1000
Gan
an
cia
[dB
]
Frecuencia [Hz]
Barrido de filtro corta-banda
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79
para su posterior manejo de datos de manera digital en el microcontrolador y la
reconstrucción de cada una de las derivaciones mediante el software Matlab y la
visualización de estas en la interfaz gráfica.
Transmisión de las señales electrofisiológicas mediante protocolo
Bluetooth
Se construyó el circuito conforme a lo establecido en las hojas de especificaciones y la
forma de comunicación del microcontrolador PIC18F4050, es necesario hacer un ajuste
en los niveles de voltaje del módulo RN-41 debido a que funciona a un voltaje de 3.3.
Es menester mencionar el proceso que llevan los 8 canales de las distintas señales
electrofisiológicas, estas 8 señales son convertidas por el modulo de conversión analógica
digital se envían al modulo bluetooth a una velocidad de 4800 baudios.
Figura 42 Circuito para lograr la comunicación Bluetooth
Para lograr recibir la información que se envía desde este modulo se utilizó un adaptador
bluetooth para computadora de la marca SEA DIGITAL, este hardware se vende con su
software para lograr establecer una comunicación con los diferentes tipos de dispositivos,
y funciones: telefonía, red local, envío de objetos, impresoras, flash, cámaras, y manos
libres, pero de todas las opciones con las que cuenta este software, el puerto de interés
para fines de este proyecto fue hacer uso del puerto serie vía bluetooth.
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80
Figura 43 Dispositivo bluetooth empleado para realizar la conexión.
Al ejecutarse el programa, inmediatamente el dispositivo marcado con el nombre FireFly-
56F3, es emparejado su servicio con el ordenador, y si se observa la actividad del puerto
serie bluetooth desde algún programa con hyperterminal, se puede observar la
información de los comandos enviados desde el modulo bluetooth.
Figura 44 Captura de pantalla del emparejamiento de dispositivos Bluetooth
Teniendo la comunicación de la Figura 44 logramos recibir datos procedentes del
microcontrolador.
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81
Figura 45 Recepción de paquetes via Bluetooth
En la imagen, podemos observar la forma en que se envío de los 8 canales que
posteriormente serán procesados por MatLab.
Transmisión de los datos mediante módulos XBee
Se realizaron 2 tablillas, una para enviar los datos desde el microcontrolador y otro de
recepción a distancia que enviará la información a la computadora. Este tipo de conexión
en modo transparente comienza a actuar y recibimos los datos en el ordenador.
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82
Figura 46 Circuito de envío de datos mediante modulo XBee
El sistema de envío se encuentra conformado por el microcontrolador y el modulo XBEE,
la información es recibida en el otro modulo XBEE y recibida en un puerto serial en la
computadora.
Figura 47 Circuito de recepción de datos por XBee
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83
Figura 48 Recepción de datos vía XBee
Se obtuvieron los datos a partir del uso del modulo XBEE, estos son procesados como un
puerto serie en MatLab.
Base de datos e interfaz gráfica
Como se menciono anteriormente se ha tenido la necesidad de una interfaz gráfica
asociada al estudio del ECG y del historial de pacientes con la intención de un fácil
manejo de datos así como de una interpretación clara y concisa de estos para el usuario
en cuestión.
Primeramente se hace mención de la base de datos realizada:
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84
Figura 49 Base de Datos
En la Figura 49 se presenta una base de datos creada en Microsoft Excel maneja de una
manera sencilla informacion basica para llevar un control sobre el historial de pacientes,
entre los distintos campos de consulta tenemos los siguientes:
Id
Paciente
Edad
Estado Civil
Peso
Sexo
Fecha
Foto
Patologias
Comentarios
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85
Posteriormente se procedió a realizar el programa principal, donde se enuncia el tipo de
estudio a realizar, los creadores del proyecto, así como el botón principal para tener
acceso al historial del paciente (Figura 50):
Figura 50 Pantalla Principal de la Interfaz Grafica
Haciendo un sencillo click sobre la opcion de Historial del Paciente el programa
desplegara una segunda ventana teniendo como resultado una ventana como en la figura
Figura 51.
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86
Figura 51 Historial del Paciente
La busqueda se realiza mediante una ID asociada de manera respectiva a cada paciente,
de este modo se introduce este valor en el recuadro de ID y se hace un click en el boton
de “Busqueda por ID” el cual nos arroja la informacion del paciente proveniente de nuestra
base de datos (Figura 52).
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87
Figura 52 Búsqueda por ID de historial de paciente
La pantalla de historial del paciente posee la opción de guardar datos para los casos en
los que se quiera ingresar comentarios o patologías de un paciente que ya se tenga en
registro y para lo cual se necesite guardar en el historial algunos datos que se requieran
actualizar en el momento de una nueva cita y de este modo ir teniendo un control de cada
paciente que vaya al día con la información de cada uno de ellos.
Por otro lado se cuenta con la opción de „Nuevo Paciente‟ para dar de alta un nuevo
estudio y de este modo ir actualizando la base de datos, para ello basta con dar click en el
botón de „Nuevo Paciente‟, esto nos arrojará la siguiente pantalla:
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88
Figura 53 Pantalla de ingreso de datos de nuevo paciente
Con esto se actualizara la base de datos creada en Excel otorgándole una nueva Id para
su posterior manejo en la interfaz gráfica y en historial del paciente.
La ultima parte de la interfaz corresponde a la sección de ‟Realizar Estudio‟, esta
interfaz nos arroja la sección de realizar estudio
Reconstrucción de las señales electrocardiográficas
Una vez aplicado el programa de comunicación y de segmentación del paquete recibido,
las variables se separaron cada una con su respectivo canal y se agruparon en una
matriz, después de esto se aplico una serie de filtros digitales, estos filtros fueron
diseñados con ayuda del toolbox de MatLab Filter Design & Analysis Tool se dicen un
filtro cortabanda a 60 Hz y un filtro pasabajas a 200 Hz,
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89
Conclusiones
Electrocardiógrafo
Con respecto al electrocardiógrafo se encuentra realizado apropiadamente ya despliega la
señal total de cada derivación, sin embargo a pesar de los filtros analógicos aplicados, se
percibe ruido, esto es probable que se deba al uso de alambre común y corriente, si se
hubiese utilizado cable blindado de grado medico es muy probable que el ruido
desapareciese, además de que los circuitos para evitar la entrada de ruido externo es
recomendable meter todos los circuitos en una caja metálica, con esto se elimina el ruido
debido al efecto de caja de Faraday. También es recomendable la aplicación de laca a la
parte posterior de la placa, con esto se evita la corrosión del cobre de las pistas y la
posibilidad de que se produzca un corto circuito si hay un contacto con un cuerpo metálico
en la cara inferior de la placa. También sería recomendable el uso de resistencias de
precisión, ya que en estas la variación nominal es del 1% mientras que la variación
nominal de las resistencias estándar varía desde 20% al 5%, esto podría parecer poco
pero cuando se necesitan corrientes sumamente controladas y frecuencias de corte muy
especificas en un filtro, estas variaciones pueden generar una degradación en su calidad
de filtrado modificando tanto las frecuencias de corte como los anchos de banda y la
ganancia del operacional que regularmente es de 1, pudiendo aumentarla o disminuirla,
estas variaciones de ganancia pueden generar una saturación del amplificador
operacional , con la consecuente pérdida total de la señal a medir o disminución de la
amplitud de la señal resultante y consecuente pérdida de la información. A pesar de esto,
gran cantidad del ruido se logra filtrar en el ordenador gracias al uso de filtros digitales, en
MatLab.
Adquisición de datos con PIC
La adquisición que se hace con el PIC está basada en el envió de datos de veloz, esto
tiene la ventaja de realizar el muestreo de la señal muy rápidamente, obteniendo una
diversidad enorme de datos por segundo, sin embargo tiene la desventaja de que al ser
una comunicación asíncrona, existe la posibilidad de que se pierdan los datos en el envió,
ya que por la misma naturaleza del protocolo no se asegura el sistema de que los datos
enviados sean recibidos correctamente, aunque en el programa de Matlab podemos hacer
que los datos perdidos sean reconstruidos artificialmente, siempre es mejor tener el
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90
paquete completo de información. Para una transmisión donde el nivel de pérdida de
datos sea prácticamente nulo, es recomendable el empleo de una comunicación síncrona.
Transmisión vía Bluetooth
Cuando se trabajó con el emisor de bluetooth, en un principio existieron muchas
dificultades para su configuración inicial y la secuencia de reconocimiento de caracteres,
que inclusive fue razón de hacer un cambio de microcontrolador, anteriormente se
utilizaba un microcontrolador PIC 16f877a, pero debido a que este dispositivo
programable no es lo suficientemente potente para lograr hacer reconocimiento de
caracteres, se utilizó en el resto del proyecto el ya mencionado pic18F4550.
Posteriormente existieron problemas al inicializar el modulo cada vez que se ponía en
uso, ya que este modulo requiere direccionar de forma especifica el modulo de recepción
de bluetooth, por lo que es necesario hacer una reprogramación cada vez que se desea
cambiar de equipo receptor y esto no garantiza detección automática de un nuevo puerto
detectado, debe de configurarse con anterioridad la computadora receptora y el modulo
sin estar funcionando el microcontrolador, con la finalidad de emparejar el servicio, esto
finalmente es dar de alta en el sistema como puerto COM, así como modificar las líneas
de comando iníciales para el programa de adquisición de datos de MatLab con respecto
el puerto COM creado, ya que solo hace conexión para un puerto serie especificado
previamente.
Con la repetición del proceso este problema de configuración para la comunicación fue
transformándose en una rutina que se resuelve gracias al uso continuo del modulo.
Transmisión con módulos XBee
En este tipo de enlace de datos, los módulos se conectan directamente entre sí, sin mayor
problema de configuración, debido a las configuraciones de fábrica, esto otorga una gran
ventaja para poder hacer la conexión, olvidando por un momento la programación de los
dispositivos.
Si se desease hacer una red de monitoreo para varios pacientes, aplicar este tipo de
dispositivos sería la solución debido a la aplicación de conexión estrella gracias al manejo
del protocolo IEE 802.15.4, sin embargo tiene la desventaja de que cualquier usuario que
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conecte otro módulo en el rango de operación puede interceptar los datos enviados,
generando así un grave problema de seguridad, sería recomendable que se hiciera uso
de la encriptación de los datos enviados, de esta manera aunque cualquier otra persona
conecte su modulo e intente escuchar los datos enviados, solo recibirá caracteres
ilegibles y sin sentido, aunque el hacer esto también implicaría una reducción en la
velocidad de sampleo ya que la encriptación y desencriptación tomaría un tiempo
determinado.
Reconstrucción de la señal
Con respecto a la reconstrucción de la señal, existe el problema que al momento de
inicialización el PIC comienza a enviar datos sin importar que el programa de MatLab esté
listo para recibirlos, esto a veces causa una desincronización de datos, esto se puede
solucionar, modificando el programa del PIC para que solo envié los datos cuando reciba
una palabra de aceptación desde el programa de MatLab, esto es algo difícil de
implementar ya que es necesario poner después de la palabra de control el terminador.
También se pueden aplicar filtros digitales de mayor orden pero estos significaría la
necesidad del uso de una computadora con mucha más capacidad de procesamiento, ya
que de lo contrario no podrá seguir el ritmo de envío de datos por parte del
microcontrolador, además que para usar un filtro de mayor orden es necesario que la
velocidad de muestreo sea mayor, es decir, que podemos obtener más puntos por
segundo.
Referencias bibliográficas
HAMPTON, John Electrocardiogramas “Trazos e interpretación”, Segunda edición.
Editorial El Manual Moderno. S.A, de C.V, México
Webster, John G. Medical Instrumentation Application and Design.
Valdes Fernand. Microcontroladores Fundamentos y aplicaciones con PIC. Editorial
Alfaomega.
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Conclusiones
En base a los objetivos, se concluye este reporte con la elaboración de un sistema de
monitoreo inalámbrico de señales electrofisiológicas con el cual se pretende solucionar los
problemas de sistemas de monitoreo en los que las interfaces resultan de gran molestia al
usuario por las dimensiones que estos necesitan, generando así la necesidad de
contrarrestar esta problemática con tecnologías que se encuentren en el mercado
facilitando no solo el hecho de crear tecnología propia que cumpla con estos
requerimientos, sino de ser más productivo este tipo de propuestas.
Cabe señalar el uso de tecnologías para procesamiento de señales como fue el uso de
microcontroladores PIC18F4550 y de un lenguaje de programación más cómodo, rápido y
efectivo para su implementación como lo es el lenguaje PIC-Basic y que redujeron
ampliamente nuestros periodos de trabajo por su facilidad de uso y la variedad de
periféricos que nos facilitaron este proyecto como fue el uso del convertidor analógico
digital y del modulo de transmisión asíncrona USART para cumplir con lo especificado en
nuestros objetivos al momento de fungir como mediadores de digitalizar la señal y de un
modulo de envío datos respectivamente.
Sin dejar de mencionar la base fundamental de este proyecto, los diferentes protocolos de
comunicación empleados como fueron Bluetooth, Wireless y serial que permitieron de
manera satisfactoria el envío de señales procesadas convertidas a datos de carácter
digital para su posterior uso y reconstrucción en el software Matlab. Creando a su vez la
necesidad de generar una interfaz gráfica que resulta un elemento importante para el
despliegue de cada uno de estos valores obtenidos y de los distintos estudios que tienen
como finalidad la detección de cierto tipo de patologías en base al análisis de señales
electrofisiológicas provenientes del cuerpo humano, ya sea que hablemos de un
Electrocardiógrafo, Electromiografo, Electrooculograma, etc.
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Anexos
Funciones de Transferencia
Filtro pasa altas para el Electrocardiógrafo
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Multiplicando por
Con K=1
Filtro Pasa Bajas para el Electrocardiógrafo
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Con K=1
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Filtro rechaza banda para el Electrocardiógrafo
Considerando que:
R1=R2=R3=R4 R
C1=C2=C3=C4=15nF C
Figura 54 Esquemático filtro rechaza banda
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Procedemos a realizar un análisis por nodos
Ec. (1)
Ec. (2)
Ec. (3)
Despejando se obtiene que
Ec. (3.1)
Despejando de (1)
Despejando
Despejando de (2)
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Sustituyendo en (3.1)
De donde obtenemos los siguientes parámetros
frecuencia de corte
ancho de banda
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factor de calidad