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INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL
ESCUELA SUPERIOR DE INGENIERÍA
MECÁNICA Y ELÉCTRICA
UNIDAD PROFESIONAL “ADOLFO LÓPEZ MATEOS”
“DISEÑO DE UN ELECTROCARDIÓGRAFO PARA EL
LABORATORIO DE BIOACÚSTICA DE LA ESIME
ZACATENCO”
T E S I S
QUE PARA OBTENER EL TÍTULO DE:
INGENIERO EN COMUNICACIONES Y ELECTRÓNICA
P R E S E N T A N
FRANCISCO JAVIER BARRERA HERNÁNDEZ
JAVIER CASTAÑÓN GARCÍA
ASESORES: M en C. FRANCISCO SÁNCHEZ JIMÉNEZ
Ing. ILHUICAMINA TRINIDAD SERVÍN RIVAS
MÉXICO, D.F. ABRIL, 2012
A Dios:
Por prestarme la vida para llegar a este punto
tan importante de mi vida y por darme la
familia que tengo, con los cuales pude contar
durante este duro camino.
Gracias.
A mis Padres:
José Donato y María Caritina, que con su
ejemplo incomparable de amor y sabiduría,
hicieron posible la realización de una gran
ilusión, por enseñarme que todo lo que
comienzo lo debo de culminar por muy difícil
que sea. A ellos con respeto, orgullo y cariño.
Mi amor y mi perdurable agradecimiento.
A Claudia, Paco y Santi:
Mi motivo para seguir dando lo mejor de mí,
son ustedes. Claudia mi esposa, por su gran
amor y paciencia, por sus desvelos y esmero en
hacerme el camino más fácil; Paco y Santi mis
hijos, algún día entenderán mi lucha por
ustedes.
Los amo mucho.
A mis Hermanos:
Sus ánimos y su aliento, siempre me
mantuvieron motivado a concluir mi carrera.
Gracias José Roberto y José Guadalupe.
Los quiero mucho.
A mis Suegros y mi Cuñada:
Que con su compañía he disfrutado una parte
de mi vida, les agradezco su apoyo y su amor
brindado durante todos estos años.
Gracias por estar conmigo.
A E.S.I.M.E. Unidad Profesional ZACATENCO
y al INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL:
Por ser parte esencial en mi formación
profesional y ser casa abierta a la
investigación.
A mis Asesores:
M. En c. Francisco Sánchez Jiménez
Ing. Ilhuicamina Trinidad Servín Rivas
Por su valiosa cooperación, ya que sin ellos esto
no hubiera sido posible.
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
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Índice
Objetivo……………………………………………………………………...………………….….6
Justificación…………………………………………………………………………….…………7
Introducción…………………………………………………………………………………….….8
Capítulo 1.- Antecedentes del electrocardiógrafo………………………………………...10 1.1 Definición del electrocardiógrafo…………………………………………………..11 1.2 Historia del electrocardiógrafo……………………………………………………...12 1.3 Usos del electrocardiógrafo…………………………………………………………14 1.4 Partes y funcionamiento del electrocardiógrafo…………………………………..15 1.5 Ondas e intervalos del electrocardiógrafo………………………………………...16
Capítulo 2.- Anatomía y fisiología del corazón…………………………………………….20
2.1 Anatomía del corazón……………………………………………………………….21 2.2 Fisiología del corazón…………………………………………………………….…23 2.3 Potencial de acción del corazón…………………………………………………...25 2.4 Derivaciones unipolares…………………………………………………………….30 2.5 Derivaciones bipolares……………………………………………………………...32 2.6 Triángulo de Einthoven……………………………………………………………...33
Capítulo 3.- Diseño del electrocardiógrafo………………..………………………………..35
3.1 Diagrama a bloques del sistema propuesto..……………………………………..36 3.2 Elección del tipo de electrodo………………………………………………………36 3.3 Amplificador de instrumentación…………………………………………………...38 3.4 Diseño del circuito manejador de pierna derecha o tórax……………………….40 3.5 Diseño del filtro pasa banda…..……………………………………………………43 3.6 Diseño del filtro rechaza banda…..………………………………………………..47 3.7 Diseño de la etapa de amplificación……………………………………………….48 3.8 Circuito completo…………………………………………………………………….49 3.9 Simulación de los filtros por PC……………………………………………………51 3.10 Costos del diseño del electrocardiógrafo…………………...…………………...54
Conclusiones…………………………………………………………………………………….56
Glosario…………………………………………………………………………………………...58
Índice de figuras…………………………………………………………………………………60
Índice de tablas…………………………………………………………………………………..63
Bibliografía………………………………………………………………………………………..64
Hojas de especificaciones……………………………………………………………………..65
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
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Diseñar un electrocardiógrafo que cumpla con las normas de
seguridad existentes para el diseño de aparatos de instrumentación
médica, que sea de tamaño reducido y funcional para la obtención y
visualización de señales cardiacas, utilizando elementos de bajo costo
existentes en el mercado nacional.
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El diseño de este instrumento será donado al Laboratorio de
Bioacústica, con la finalidad de que el personal docente o el alumnado
de la especialidad puedan construirlo y que sea utilizado como apoyo
en las prácticas de dicha materia.
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Introducción
La gran incidencia de enfermedades cardiovasculares en el hombre es, tal
vez, uno de los mayores incentivos para el estudio de este sistema. Este sistema
es, probablemente, el más avanzado de todos los sistemas fisiológicos en lo que
respecta al proceso de cuantificación. Sus variables están claras y precisamente
definidas. Se dispone de transductores adecuados para detectar y medir esas
variables.
La rama de la medicina que se encarga del estudio de las enfermedades
cardiovasculares, es la Cardiología. Esta especialidad basa sus estudios en la
lectura de electrocardiogramas, que son la gráfica de potenciales eléctricos
generados por el corazón, y encargados de coordinar el funcionamiento de éste,
estableciendo si existe alguna anormalidad que origine alguna enfermedad,
pudiendo nombrar algunas de estas, como un ventrículo o una aurícula dañada,
un corazón más grande o más pequeño de lo normal.
En el mercado actual, existen electrocardiógrafos muy potentes y versátiles
los cuales además de realizar el monitoreo de la señal electrocardiográfica, son
capaces de realizar un diagnóstico pudiendo detectar los problemas más comunes
encontrados en pacientes con enfermedades cardiacas. Él único problema como
se puede adivinar es su alto costo.
Considerando lo anterior y como ayuda a futuras generaciones dentro de la
Escuela Superior de Ingeniería Mecánica y Eléctrica específicamente para el
Laboratorio de Bioacústica se pensó en crear una solución a esta situación,
elaborando el diseño de electrocardiógrafo de bajo costo que pudiera ser
construido en un futuro por el personal docente y/o el alumnado de esta
especialidad.
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A continuación se muestra un pequeño resumen del contenido de los
capítulos que se verán en este trabajo.
CAPÍTULO 1
En este capítulo se abordará al electrocardiógrafo desde su definición,
historia y las partes de las cuáles consta este instrumento de medición.
CAPÍTULO 2
En este capítulo se abordarán todas las bases físicas y químicas con las cuáles
funciona el corazón.
CAPÍTLUO 3
En este capítulo se mostrará el diseño y diagrama eléctrico de cada una de
las etapas necesarias para el diseño del electrocardiógrafo, así como sus
simulaciones y las consideraciones tomadas durante el proceso de diseño.
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1.1 Definición del electrocardiógrafo
El electrocardiógrafo es un instrumento que capta y registra el espectro eléctrico
que emite el corazón, para captar dicho espectro se deben colocar electrodos en
diferentes partes de la superficie del cuerpo, ya sea en las extremidades del
paciente (electrodos de miembros) o en el Precordio (electrodos precordiales). El
modo en que se disponen estos electrodos en la superficie corporal determina
diferentes configuraciones eléctricas que se han dado en nombrar derivaciones
electrocardiográficas (ver fig.1).
fig. 1 Derivaciones electrocardiográficas
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Una vez que el electrocardiógrafo capta el espectro eléctrico del corazón, inscribe
o registra en un papel cuadriculado (milimetrado) dicho espectro, registro o
inscripción es lo que recibe propiamente el nombre de electrocardiograma.
El electrocardiógrafo de superficie o convencional capta el espectro eléctrico del
corazón en dos planos: frontal y horizontal.
El plano frontal es aquel que corta al corazón en sentido longitudinal logrando
dividir el órgano en una parte anterior y otra posterior; el plano horizontal es aquel
que corta al corazón en sentido anteroposterior de tal forma que logra dividir el
órgano en una parte superior y otra inferior.
1.2 Historia del electrocardiógrafo
Las corrientes eléctricas del corazón habían sido medidas por más de cien años,
pero la función fundamental del electrocardiógrafo, tal y como lo conocemos hoy,
(ver fig.2) fue desarrollado por el científico holandés Willem Einthoven (1860-1927)
quien fue el creador a principios del siglo XX.
fig. 2 Electrocardiógrafo de Einthoven.
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El electrocardiógrafo nació con la necesidad de conocer de forma más detallada el
comportamiento del corazón y sus señales. A su vez se hizo necesario observar
los resultados que se obtenían, con lo cual surgió el electrocardiograma.
A continuación en la tabla 1 se hace una reseña histórica de los acontecimientos
que dieron origen al electrocardiógrafo.
Año Evento
1842 Carlo Matteucci demuestra que una corriente eléctrica acompaña cada latido del corazón
(el anca de rana se utilizaba como sensor eléctrico y la contracción del musculo del anca
era utilizada como signo visual de la actividad eléctrica).
1843 El fisiólogo alemán Emil Dubois Raymond describe un potencial de acción que acompaña
cada contracción muscular. Detecto la presencia de un pequeño voltaje en el musculo
relajado y noto que este disminuía con la contracción del musculo.
1850 La actividad irregular y forzada de los ventrículos (llamada luego fibrilación ventricular) es
descrita por Hoffa. El demostró que un solo pulso eléctrico puede inducir la fibrilación.
1856 Rudolph Von Koelliker y Heinrich Muller confirman que una corriente eléctrica acompaña
cada latido cardiaco, aplicando un galvanómetro a la base y el ápex (vértice) de un
ventrículo expuesto. Ellos aplicaron también una preparación de musculo y nervio al
ventrículo y observaron que aparecía una sacudida del musculo, justo antes de la
contracción ventricular y también una sacudida mucho más pequeña, después de la sístole.
1876 Marey usa el voltímetro para registrar la actividad eléctrica del corazón expuesto de una
rana.
1878 Los fisiólogos británicos John Burden Sanderson y Frederick Page registran la corriente
eléctrica cardiaca con un voltímetro capilar y muestran que se componen de dos fases
(llamadas más adelante como QRS y T).
1887 El fisiólogo británico Augustus D. Waller publica el primer electrocardiograma humano. Esta
registrado con un voltímetro de capilaridad de Thomas Goswell, un técnico de laboratorio
1891 Los fisiólogos británicos William Bayliss y Edward mejoran el voltímetro capilar. Conectan
las terminales ala mano derecha y a la piel sobre el latido de la punta y muestran “una
variación trifásica acompañando cada latido cardiaco”. También demostraron un retraso de
0.13 segundos entre la estimulación atrial y la despolarización de los ventrículos.
1895 Einthoven, utilizando un voltímetro mejorado y una fórmula de corrección desarrollada
independiente de Burch, distingue cinco ondas que él denomina: P,Q,R,S y T.
1901 Einthoven inventa un galvanómetro nuevo para producir electrocardiogramas que utilizan
un filamento fino de cuarzo revestido en la plata, basado en ideas de Deprez y D´Arsonval
quien utilizo un rollo de alambre.
1902 Einthoven publica el primer electrocardiograma registrado con un galvanómetro de
filamento.
1905 Einthoven comienza a transmitir electrocardiogramas desde el hospital, a su laboratorio a
1.5 km, vía cable de teléfono. El 22 de marzo se obtiene el primer telecardiograma.
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1912 Einthoven describe un triángulo equilátero formado por sus derivaciones estándar: l, ll, lll
que más adelante seria llamado el “Triángulo de Einthoven”.
1928 Ernstine y Levine anunciaron el uso de tubos de vacío que amplificaran el
electrocardiograma, en lugar de mecanismos de índole mecánica como el galvanómetro de
filamento.
1942 Emanuel Goldberger incrementa el voltaje de las derivaciones unipolares de Wilson en un
50% y crea las derivaciones de los miembros amplificadas: aVR, aVL, aVF. Cuando son
añadidas a las derivaciones de Einthoven y las seis precordiales, se llega al ECG de 12
derivaciones.
1949 El médico de Montana, Norman Jeff Holter, desarrolla un equipo de 37 kg. que podía
registrar el electrocardiograma de quien lo portaba y transmitía la señal. Su sistema, el
monitor Holter, fue posteriormente muy reducido en tamaño combinándose con la grabación
digital en cinta y utilizado para el registro ambulatorio de electrocardiogramas.
1993 Robert Zalenski y sus colaboradores publican un artículo sobre el uso clínico del
electrocardiograma de 15 derivaciones, que utilizan rutinariamente las derivaciones V4R,
V8 y V9 en el diagnóstico del síndrome coronario agudo. Así como hizo la adición de las 6
derivaciones precordiales en 1938, estas derivaciones adicionales incrementan la
sensibilidad del electrocardiograma en la detección del infarto de miocardio.
Tabla 1 Historia del electrocardiograma y electrocardiógrafo.
1.3 Usos del electrocardiógrafo
El electrocardiógrafo tiene una amplia gama de usos, la primordial es saber si el
corazón funciona normalmente o tiene alguna anomalía, como latidos irregulares o
arritmias (ritmos anormales), existen otras tantas que a continuación se
mencionan:
Indicar bloqueos coronarios arteriales (durante o después de un ataque
cardiaco).
Se puede utilizar para detectar alteraciones electrolíticas de potasio, sodio,
calcio, magnesio u otros.
Para permitir la detección de anormalidades conductivas (bloqueo auriculo-
ventricular, bloqueo de rama).
Mostrar la condición física de un paciente durante un test de esfuerzo.
Suministrar información sobre las condiciones físicas del corazón, como
una hipertrofia ventricular izquierda.
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1.4 Partes y funcionamiento del electrocardiógrafo
Las partes que consta un electrocardiógrafo se enlistan a continuación:
Circuito de protección: este circuito incluye dispositivos de protección a fin
de que altos voltajes puedan aparecer a través de la entrada del
electrocardiógrafo sin que lo dañen.
Señal de calibración: Una señal de calibración de un 1mV. es introducida
momentáneamente a cada canal para almacenarla y revisar la correcta
calibración del equipo.
Preamplificador: La etapa de preamplificación lleva a cabo la primer etapa
de amplificación del electrocardiógrafo. Debe tener una alta impedancia de
entrada y una razón de rechazo común alta. Una etapa típica de este tipo
es el amplificador de instrumentación que consiste en tres amplificadores
operacionales. También en esta etapa es incluida usualmente una etapa de
control de ganancia.
Circuito de aislamiento: Contiene una barrera para el paso de corriente de
la línea de alimentación de 50 ó 60 Hz. hacia el cuerpo humano.
Circuito de manejo de pierna derecha o tórax: Provee de un punto de
referencia en el paciente que normalmente es un potencial a tierra.
Amplificador manejador: Amplifica la señal electrocardiográfica a un nivel
con el cual pueda ser almacenada o tratada. Su entrada debe ser acoplada
a C.A. de tal forma que los voltajes de offset amplificados por el
preamplificador no sean vistos en sus entradas.
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Selector de derivaciones: El selector de derivaciones es un módulo que
puede acoplarse fácilmente a un sistema de amplificación de
biopotenciales, consiste en un arreglo de resistencias que obtiene el
contenido de las señales de cada electrodo, ponderando la contribución de
cada uno por medio de resistencias y obteniendo de esta manera la
derivación de interés.
Sistema de memoria: Los sistemas modernos de electrocardiografía
guardan la señal en una memoria para después imprimirse junto con la
información introducida vía un teclado digital, es necesario un convertidor
analógico digital que convierta la señal del dominio analógico al dominio
discreto.
Microcontrolador: Este maneja todos los procedimientos llevados a cabo
por el electrocardiógrafo. El operador puede seleccionar diversos modos de
operación con procedimientos previamente programados. El
microcontrolador puede realizar un registro de 12 derivaciones con tres
latidos en cada una o por segmentos de tiempo determinados.
Registrador: Este módulo proporciona un registro impreso de la señal
detectada, generalmente empleando plumillas y papel térmico o la
inyección de tinta.
1.5 Ondas e intervalos del electrocardiógrafo
Podemos definir la onda como cualquier deflexión positiva o negativa en el trazo
electrocardiográfico, entendiendo que es una deflexión negativa si sobrepasa
hacia abajo la línea isoeléctrica y que es una deflexión positiva si lo sobrepasa
hacia arriba.
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Se utilizan las letras mayúsculas: Q, R, S, para las ondas relativamente grandes,
mayores de 5mm y las minúsculas; q, r, s, para las menores de 5 mm. Si una
onda, aunque de pequeño voltaje, predomina claramente sobre las demás,
también se designa con mayúsculas.
Las ondas del electrocardiograma reciben su nombre siguiendo el orden alfabético
comenzando por la onda P. El complejo QRS se subdivide en diferentes ondas
(ver fig.3). Si la onda inicial de este complejo es negativa en una derivación
determinada, se denomina onda Q; la primera deflexión positiva del complejo se
denomina onda R y una segunda deflexión negativa después de una onda R se
denomina onda S. De existir más ondas positivas o negativas estas reciben el
nombre de ondas R' y S', respectivamente. Las letras minúsculas "qrs" se emplean
para ondas de pequeña amplitud.
Onda P
Representa la despolarización del nódulo sinusal y, por tanto, la contracción de las
aurículas, que son las que más potentemente reciben el estímulo. En condiciones
normales tiene un vértice redondeado, dura de 0.9 a 0.11 s. y tiene un voltaje igual
o menor a 0.25 mV. Si por alguna razón el nodo sinusal deja de actuar como
marcapasos cardiaco normal, otros focos auriculares pueden asumir su función
por lo que la onda P tendrá una configuración diferente.
Intervalo P-R
Podemos definir un intervalo como el espacio del trazo que comprende entre una
onda y un segmento (entendiendo como segmento el espacio del trazo entre dos
ondas). Por tanto, el intervalo PQ es la línea isoeléctrica que indica el tiempo de
conducción del estímulo desde el nódulo sinusal hasta el nódulo atrioventricular,
dura normalmente de 0.12 a 0.2 s. Cuando en la conducción a través de las
aurículas, el nodo AV, el haz de His se enlentece el intervalo PR se alarga.
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Complejo QRS
Es el principal indicador de la actividad ventricular. Representa la despolarización
de los ventrículos que empieza por el septum interventricular, sigue al ventrículo
izquierdo (donde es mayor porque la pared del ventrículo izquierdo es más
gruesa) y acaba por el ventrículo derecho.
Dentro del complejo hay:
Onda Q: primera onda negativa (por debajo de la línea isoeléctrica).
Onda R: Primera onda positiva (si hubiera más de una se nombrarían R', R'').
Onda S: Primera onda negativa precedida de una positiva.
En el complejo QRS está comprendida la repolarización auricular, pero queda
eclipsada por la mayor magnitud de la despolarización ventricular. En condiciones
normales, es un complejo muy picudo debido a su gran rapidez de ejecución y a
su mayor voltaje. Dura de 0.06 a 0.1 s. (duración normal: 0.08 s.).
Onda T
Registra el periodo de repolarización ventricular. En condiciones normales es
positiva, redondeada y dura unos 0.2 s. es positiva excepto en derivación AVR.
Onda U
Es la deflexión generalmente positiva que sigue a la onda T y precede a la P del
siguiente ciclo. Se cree que es el resultado de la despolarización lenta del sistema
de conducción intraventicular de Purkinje o a postpotenciales. Normalmente
también es positiva. El electrocardiograma debe de analizarse teniendo en cuenta:
La frecuencia (sinusal entre 60-100).
El ritmo (ondas normales, pausas, irregularidades, presencia de P antes
que QRS, anchura de QRS, presencia de QRS después de P).
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Eje cardiaco (QRS positivo en I y AVF, vector dentro de los límites normales
[0 y 90º]; QRS negativo en I, discreta desviación del eje a la derecha; QRS
negativo en I y AVF, importante desviación derecha del eje; QRS negativo
en AVF y positivo en I desviación del eje a la izquierda).
La zona del marcapasos dominante.
Morfología de las ondas P y QRS.
fig. 3 Imagen electrocardiográfica normal
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2.1 Anatomía del corazón
En anatomía, el corazón es el órgano principal del aparato circulatorio (ver fig.4), es
un músculo estriado hueco que actúa como una bomba aspirante e impelente, que
aspira hacia las aurículas y la sangre que circula por las venas, la impulsa desde
los ventrículos hacia las arterias.
El corazón está situado en el plano medio entre la 3ra. Y 5ta. costilla, su espacio
intercostal consta de un tercio cargado a la derecha y dos tercios cargado a la
izquierda, tiene forma de pirámide triangular o cono, cuyo vértice se dirige hacia
abajo, hacia la izquierda y hacia adelante, y la base se dirige hacia la derecha,
hacia arriba y un poco hacia atrás.
En cuanto a su volumen y peso varía según el sexo y la edad. Tradicionalmente se
ha comparado el volumen del corazón con el de un puño, pero cambia
considerablemente dependiendo si el corazón está en sístole o en diástole. El
volúmen total varía entre 500 y 800 ml, siendo más importante el volumen de
eyección del ventrículo izquierdo. Su peso ronda los 275 gr. en el hombre y 250 gr.
en la mujer.
fig. 4 Anatomía del corazón
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El corazón se divide en dos mitades laterales que son el corazón derecho, en la
que circula la sangre venosa y el corazón izquierdo en donde circula la sangre
arterial. Cada una de estas dos mitades se subdivide en otras dos, situadas una
encima de la otra que son: la cavidad superior llamada aurícula o atrio, y la
cavidad inferior llamada ventrículo; los dos corazones están separados en toda su
altura, por medio de un tabique vertical que se llama tabique interauricular entre
las dos aurículas y tabique interventricular entre los dos ventrículos. Por lo tanto:
1. Corazón derecho: Está formado por la aurícula derecha y el ventrículo
derecho, separados por la válvula tricúspide.
2. Corazón izquierdo: Está formado por la aurícula izquierda y el ventrículo
izquierdo separados por la válvula mitral.
Con respecto a su estructura, el corazón tiene capas y estas capas van de dentro
hacia afuera; el endocardio, el miocardio y el epicardio (ver fig.5); entre las capas
del corazón se encuentran fibras nerviosas constituyendo el plexo cardiaco.
fig. 5 Estructura del corazón
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2.2 Fisiología del corazón
Cada latido del corazón desencadena una secuencia de eventos llamados ciclo cardiaco, que
consiste principalmente en tres etapas: sístole auricular, sístole ventricular y diástole.
Durante la sístole auricular, las aurículas se contraen y proyectan la sangre hacia los ventrículos.
Una vez que la sangre ha sido expulsada de las aurículas, las válvulas auriculo ventriculares entre
las aurículas y los ventrículos se cierran, esto evita el reflujo de sangre hacia las aurículas, el cierre
de estas válvulas produce el sonido familiar del latido del corazón.
La sístole ventricular (ver fig.6) implica la contracción de los ventrículos expulsando la sangre hacia
el sistema circulatorio. Una vez que la sangre es expulsada, las dos válvulas sigmoideas, la válvula
pulmonar en la derecha y la válvula aortica en la izquierda, se cierran.
Por último la diástole (ver fig.7) es la relajación de todas las partes del corazón para permitir la
llegada de sangre.
fig. 6 Sístole fig. 7 Diástole
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La expulsión rítmica de la sangre provoca el pulso que se puede palpar en las
arterias radiales, carótidas, femorales. El músculo cardiaco es miogenico; esto
quiere decir que a diferencia del musculo esquelético, que necesita de un estímulo
consciente o reflejo, el musculo cardiaco se excita a sí mismo de forma autónoma.
Las contracciones rítmicas se producen espontáneamente por el marcapasos
natural del corazón, así como su frecuencia puede ser afectada por las influencias
nerviosas u hormonales como el ejercicio físico o la percepción de un peligro.
La secuencia de las contracciones está coordinada por la despolarización
(inversión de la polaridad eléctrica de la membrana debido al paso de iones
activos a través de ella), del nodo sinusal o nodo de Keith-Flack (nodos
sinuatrialis), situado en la pared superior de la aurícula derecha.
La corriente eléctrica producida, del orden de un microvolt, se transmite a lo largo
de las aurículas y pasa a los ventrículos por el nodo auriculoventricular (nodo AV)
situado en la unión entre los dos ventrículos, formado por fibras especializadas.
El nodo AV sirve para filtrar la actividad demasiado rápida de las aurículas. Del
nodo AV se transmite la corriente al fascículo de His, que se distribuye a los dos
ventrículos.
Este sistema eléctrico explica la regularidad del ritmo cardiaco y asegura la
coordinación de las contracciones auriculoventriculares. Esta actividad eléctrica
puede ser analizada con electrodos situados en la superficie de la piel, llamándose
a esta prueba electrocardiograma o ECG.
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2.3 Potencial de acción del corazón
Los impulsos eléctricos generados por el músculo cardíaco (el miocardio)
estimulan la contracción del corazón. Esta señal eléctrica se origina en el nódulo
sinoauricular (SA) ubicado en la parte superior de la aurícula derecha. El nódulo
SA también se denomina el «marcapasos natural» del corazón (ver fig.8). Los
impulsos eléctricos de este marcapasos natural se propagan por las fibras
musculares de las aurículas y los ventrículos estimulando su contracción. Aunque
el nódulo SA envía impulsos eléctricos a una velocidad determinada, la frecuencia
cardíaca podría variar según las demandas físicas o el nivel de estrés o debido a
factores hormonales.
fig. 8 Aurícula y ventrículo del corazón
Existe una diferencia de potencial eléctrico a ambos lados de la membrana de
todas las células cardíacas, que oscila alrededor de -80 a -90 mV. Siendo el
interior electronegativo con respecto al exterior de la célula para la mayoría de
ellas. Este potencial de transmembrana en reposo es menor (-60mV.) en las
células automáticas del nódulo sinusal y nódulo aurículoventricular.
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Las diferentes concentraciones de Na+ y K+ a ambos lados de la membrana (ver
fig.9) generan esta diferencia de potencial eléctrico; cuando las células cardíacas
son estimuladas se produce un rápido cambio en la polaridad de la membrana que
se conoce como potencial de acción que se divide en distintas fases.
Fase 0 de despolarización o activación.
Fase 1 repolarización o recuperación rápida.
Fase 2 de meseta o plateau.
Fase 3 terminación de la repolarización.
Fase 4 diastólica.
fig. 9 Potencial de Acción de células no automáticas
El potencial de acción del nódulo sinusal y AV tiene una fase 0 de ascenso muy
lenta, y las fases 1, 2 y 3 no se diferencian claramente una de otra. La fase 4
presenta una despolarización diastólica espontánea que al alcanzar el potencial de
acción genera un nuevo potencial de acción (automatismo). Las células del
músculo auricular y ventricular, tienen una fase 4 estable (no tienen automatismo);
el potencial de acción es producido por cambios en la permeabilidad de la
membrana a los distintos iones (ver fig.10).
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De manera simplificada los cambios más importantes son:
Fase 0:
Al inicio, la membrana celular se encuentra en estado de reposo. En el interior de
la célula predominan los iones K+ mientras que el exterior está ocupado por los
iones Na+. Esto genera una diferencia de potencial a ambos lados de la
membrana, produciéndose un predominio de cargas negativas en el interior y de
positivas en el exterior. Esta fase 0 recibe el nombre de despolarización.
El impulso de excitación generado a partir del marcapasos natural del corazón
(nódulo sinusal) se difunde rápidamente por todo el corazón, provocando cambios
súbitos en la permeabilidad iónica, de forma que el Na+, el Cl- y el Ca++ penetran
en la célula mientras que el K+ inicia su salida. El cambio de cargas generado a
uno y otro lado de la membrana celular origina un potencial positivo, cuyo valor se
sitúa en torno a +30 mV.
Estos intercambios rápidos de iones, se producen a través de unos canales
específicos para cada ión, existentes en todas las membranas celulares, y cuya
integridad es básica para la normalidad de todo el proceso electro-genético.
Durante esta fase ningún estímulo será capaz de activar un nuevo potencial de
acción (período refractario absoluto).
Fase 1:
Se caracteriza por ser la única donde ingresa a la cálula un ion negativo, el Cloro.
Su duración es breve y sólo se observa adecuadamente en los potenciales de
células que carecen de Automatismo.
Fase 2:
Es también conocida como fase de repolarización lenta. En ella todavía persiste la
entrada de iones Na+ y se pone de manifiesto la entrada de Ca++ a través de otro
tipo de canales de flujo más lento, mientras que el K+ sale del interior celular.
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28
Fase 3:
Desde un punto de vista iónico se caracteriza por la salida masiva de K+ al
exterior, lo que genera un declive en el potencial de acción de forma paulatina,
aumentando progresivamente también la permeabilidad de la membrana para el
Na+.
Fase4:
En esta fase también conocida como de "potencial de reposo" o Fase diastólica
eléctrica, se produce la salida del Na+ y la penetración del K+, a través de un
mecanismo activo conocido como " bomba de Sodio-Potasio " restableciéndose el
equilibrio inicial, con lo cual el potencial de acción, alcanza su valor de reposo y se
prepara para una nueva acción.
Las células automáticas, poseen un mecanismo por el cual van haciéndose
progresivamente menos electro-negativas, hasta que si alcanzan el potencial
umbral, se dispara un nuevo potencial de acción. Esto se denomina
despolarización diastólica espontánea.
fig. 10 Potencial de Acción de las células automáticas
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
29
Se observa claramente por qué el nódulo sinusal es el que genera y comanda la
actividad eléctrica del corazón (ver fig.11). Por lo tanto, esa pequeña estructura,
resulta ser la responsable de que estemos vivos.
Su potencial de reposo es menor.
Está más cercano al potencial umbral.
Posee la mayor pendiente de despolarización diastólica espontánea.
Por lo tanto, alcanza rápidamente la posibilidad de generar un impulso y
transmitirlo desde el Nódulo Sinusal, la conducción eléctrica se transmite en
primer lugar hacia ambas aurículas; alcanzan la Unión AV y al nódulo
auriculoventricular, que se encuentra localizado en la porción alta del tabique
interventricular. La conducción eléctrica, por tanto, ha de atravesar esta estructura
antes de llegar al miocardio ventricular. En el nódulo AV, sufre un retraso
fisiológico de unos 80-100 ms, antes de continuar su conducción por el Haz de
His.
Una vez que el estímulo eléctrico consigue pasar a través de la Unión AV, su
conducción es más rápida. Ésta se lleva a cabo primeramente por el haz de His,
que a su vez se divide en dos ramas:
1. La rama derecha, que permite la transmisión de los impulsos eléctricos
hacia el ventrículo derecho.
2. La rama izquierda, que, tras dividirse en dos fascículos (anterior y
posterior), transmite la electricidad al ventrículo izquierdo.
Las ramas derecha e izquierda del haz de His se dividen finalmente en
ramificaciones distales, que constituyen el sistema de Purkinje, y que transmiten
los impulsos eléctricos hacia todas las células musculares cardíacas.
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
30
fig. 11 Secuencia de activación cardiaca
2.4 Derivaciones unipolares
Al igual que las derivaciones bipolares el objetivo de las derivaciones unipolares
es obtener una descripción eléctrica del corazón más completa en su plano
frontal. Frank Norman Wilson (1890-1952) investigó sobre los potenciales
unipolares de electrocardiografía y en la bibliografía se los suele encontrar como
Terminal Central de Wilson. A diferencia de las derivaciones bipolares donde la
medición se obtiene entre dos potenciales de dos electrodos, las derivaciones
unipolares se obtienen midiendo el potencial de un electrodo respecto a electrodo
indiferente o también llamado Terminal Central De Wilson. Este terminal es un
promedio de los potenciales de las 3 derivaciones y se forma conectando una
resistencia en cada una de las extremidades llevadas a un punto común.
Las medidas con respecto al electrodo indiferente llevan la designación V
(Voltaje). Por lo tanto se puede realizar una medida unipolar en cualquiera de los
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
31
tres electrodos de las extremidades o con un electrodo explorador que se puede
colocar en distintos puntos del pecho (derivaciones precordiales).
Las derivaciones unipolares tomadas en la clínica son:
LA: derivación tomada en brazo izquierdo y el electrodo indiferente.
RA: derivación tomada en el brazo derecho y el electrodo indiferente.
LL: derivación tomada en la pierna izquierda y el electrodo indiferente.
La carga de la red de resistencias necesarias para proporcionar el terminal central
provoca que las derivaciones LA, RA y LL sean bajas en amplitud. Se encontró
que desconectando de la red de resistencias el electrodo de medida, la tensión
medida aumentaba en un 50% sin que la forma de la onda cambiase de manera
apreciable (ver fig.12). Las derivaciones unipolares obtenidas de esta forma se
denominan derivaciones unipolares aumentadas y se designan aRA, aLA y aLL.
fig. 12 Derivaciones unipolares aumentadas
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
32
2.5 Derivaciones bipolares
Las tres derivaciones básicas que fueron establecidas originalmente por Einthoven
son llamadas derivaciones bipolares o estándar. El objetivo de estas derivaciones
es obtener una descripción eléctrica del corazón en su plano frontal.
Estas derivaciones se denominan bipolares (ver fig. 13) ya que cada derivación es
medida entre dos puntos específicos del cuerpo. En la figura se observan las
derivaciones bipolares.
fig. 13 Derivaciones bipolares
Las derivaciones definidas por Einthoven son:
Derivación I: Brazo Derecho (RA) (Negativo) y Brazo Izquierdo (LA)
(Positivo).
Derivación II: Brazo Derecho (RA) (Negativo) y Pierna Izquierda (LL)
(Positivo).
Derivación III: Brazo Izquierdo (LA) (Negativo) y Pierna Izquierda (LL)
(Positivo).
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
33
Las siglas utilizadas provienen del inglés y significan:
RA (Right Arm): Brazo Derecho.
LA (Left Arm): Brazo Izquierdo
RL (Right Leg): Pierna Derecha.
LL (Left Leg): Pierna Izquierda.
De las tres derivaciones de las extremidades, la segunda produce el mayor
potencial de la onda R, cuando se miden las amplitudes de las tres derivaciones
de las extremidades, la amplitud de la onda R de la segunda derivación es igual a
la suma de las amplitudes de la onda R de las derivaciones 1.ª y 3.ª.
2.6 Triangulo de Einthoven
Trabajando con electrocardiogramas obtenidos a partir de estas tres derivaciones
Einthoven postuló:
En un instante dado del ciclo cardíaco, la representación en el plano frontal del eje
eléctrico del corazón es un vector de dos dimensiones. El electrocardiógrafo
medido con una de las tres derivaciones es una de las componentes
unidimensionales variable con el tiempo de este vector.
El origen del vector se encuentra cerca del centro de un triángulo equilátero, cuyos
vértices son el hombro derecho, el izquierdo y la bifurcación de las piernas
(ver fig.14).
Suponiendo que los potenciales del Electrocardiógrafo en los hombros son
básicamente los mismos que en las muñecas y que los potenciales en la
bifurcación de las piernas difieren poco de los de cada tobillo, consideró que los
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
34
puntos de este triángulo representaban las posiciones de los electrodos para las
tres derivaciones de las extremidades.
Los lados del triángulo representan las líneas a lo largo de las cuales se miden las
tres proyecciones del vector ECG basándose en ello, Einthoven demostró que las
tensiones instantáneas medidas mediante cualquiera de las tres derivaciones de
las extremidades es aproximadamente igual a la suma algebraica de las otras dos,
o sea que el vector suma de las proyecciones sobre las tres líneas es igual a cero.
Realmente, para que estas afirmaciones conserven su validez, se debe invertir la
polaridad de la medida en la 2ª derivación.
fig. 14 Triángulo de Einthoven
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35
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
36
3.1 Diagrama a bloques del sistema propuesto
Para un sistema de detección de potenciales bioelectricos, la etapa inmediata a
los electrodos, se denomina etapa preamplificadora. Generalmente corresponde a
un amplificador de instrumentación que por sus características, es el amplificador
ideal para biopotenciales. Además este tiene que acoplarse directamente a los
electrodos (es decir sin capacitores en serie) para proporcionar una respuesta
optima en bajas frecuencias y minimizar los efectos de carga que puedan
polarizar los electrodos cuando actúan sobre los capacitores de acoplamiento, lo
cual producirá sobrepotenciales de polarización que generan un voltaje de offset
C.D grande a la entrada del amplificador (ver fig.15). Esta es la razón por la cual
muy a menudo los preamplificadores tienen ganancias de voltaje relativamente
bajas.
fig. 15 Diagrama del sistema
3.2 Elección del tipo de electrodo
Los electrodos de superficie son aquellos que se colocan para estar en contacto
con la piel del paciente. Dentro de esta categoría están los electrodos de aguja,
con la excepción de los utilizados para ser insertados en dentro de una célula (los
cuales son llamados micro electrodos); también existen ciertas bases para incluir
los electrodos de aguja en los electrodos internos, pero en ingeniería biomédica
generalmente no se hace esta clasificación.
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
37
Los electrodos de superficie (a excepción de los de aguja) presentan diámetros
que varían desde 0.3 hasta 0.5 cm y en algunos casos hasta 1 cm. La piel humana
tiende a tener una muy alta impedancia comparada con la de otras fuentes de
voltaje; típicamente, la impedancia normal de la piel, vista por el electrodo, varía
desde 0.5 kΩ para piel sudorosa hasta 20 kΩ para piel seca. Problemas de la piel,
especialmente resequedad, piel escamosa, o enfermedades en la piel producen
un incremento en la impedancia en el rango de 500 kΩ.
En cualquier caso, se deberán tratar los electrodos de superficie como una fuente
de voltaje con muy alta impedancia, situación que influye en forma decisiva en el
diseño del circuito de entrada del amplificador bioeléctrico. En muchos de los
casos, la regla práctica para un amplificador de voltaje, es hacer la impedancia del
amplificador al menos 10 veces mayor a la impedancia de la fuente.
Para amplificadores de biopotenciales esto requiere una impedancia de entrada de
por lo menos 5 MΩ, valor que puede ser fácilmente alcanzado usando
amplificadores operacionales con entrada bipolar en categorías Premium, con
entradas FET (BiFET) o con entradas MOS (BiMOS).
Se seleccionó el tipo copa de succión metálica debido a su posibilidad de
reutilización indefinida que justifica su alto costo (ver fig.16).
A continuación se dan las especificaciones técnicas del electrodo utilizado:
Copa metálica con recubrimiento galvánico de Cloruro de Plata (AgCl),
resistente ala abrasión.
Poste metálico de conexión compatible con conectores tipo banana de 3 y
4mm y conectores tipo broche.
Área de succión de 24mm.
Perilla fabricada de Látex.
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
38
La única desventaja que presenta es la de una posible lesión a la piel en el área
de contacto debido a una succión excesiva. Son necesarios tres electrodos.
fig. 16 Electrodos precordiales
3.3 Amplificador de instrumentación
Posteriormente, se procedió a la selección del circuito preamplificador; por las
ventajas mencionadas anteriormente, se seleccionó un amplificador de
instrumentación fabricado por la compañía Analog Device con número de parte
AD620 (ver fig.17), el cual presenta las siguientes características:
Tecnología BIFET
Rango de alimentación de 2.3 a 18 V.
Rango de ganancia variable de 1 a 1000
Ganancia seleccionada por un solo resistor
Corriente de alimentación de 1.3 mA.
Corriente de polarización de entrada de 1nA máx.
La razón de rechazo al modo común (CMRR) de 100 dB min.
Ruido de 0.28µ Vp-p de 0.1 a 10 Hz.
Ancho de banda de 120 kHz.
Voltaje de offset de entrada de 30 µv.
Impedancia de entrada de 10 GΩ.
Rango de voltaje de entrada de 2.3 a 5 V.
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
39
En la siguiente figura se puede observar el diagrama de configuración de
terminales del circuito integrado AD620.
fig. 17 Configuración de terminales del integrado AD620
La resistencia que controla la ganancia se coloca entre las terminales 1 y 8. Para
el amplificador, se escogió una ganancia pequeña debido a que una ganancia
pequeña ayuda a mantener sin distorsión a la señal. Entonces, la ganancia
seleccionada fue de 7.
En las hojas de especificaciones de Analog Devices, se puede encontrar la
ecuación para calcular el valor de la resistencia en base a la ganancia conocida
para este circuito integrado.
El cálculo se muestra a continuación:
El preamplificador debe tener una impedancia de entrada muy alta, puesto que
ella presenta la carga sobre electrodos. Como puede observar de las
características mencionadas de este integrado, la impedancia de entrada del
AD620 es de 10 GΩ, con lo cual se puede adquirir el voltaje presente en los
electrodos perfectamente.
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
40
3.4 Diseño del circuito manejador de pierna derecha o tórax
En las hojas de especificaciones de Analog Devices se encuentra una propuesta
de configuración de circuito para manejar la pierna derecha o el tórax para no
aterrizar directamente el paciente a tierra (ver fig.18). A continuación se muestra el
diagrama de conexiones sugerido y posteriormente los cálculos realizados para
obtener los valores de las resistencias.
fig. 18 Conexiones para manejar la pierna derecha o tórax sugeridas por Analog Devices
La función de manejar la pierna derecha o el tórax es para lograr lo siguiente:
En muchos sistemas electrocardiográficos modernos, el paciente no está
conectado a tierra. En su lugar, el electrodo que se coloca en la pierna derecha o
en el tórax, es decir, el que servirá de referencia para los demás electrodos está
conectado a la salida de un amplificador operacional auxiliar.
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
41
El voltaje en modo común en el cuerpo es censado por medio de dos resistencias
promediadoras R6+R5=R3+R4=Ra. Este voltaje es invertido, amplificado y
retroalimentado a la pierna derecha o tórax. Esta retroalimentación negativa
maneja el voltaje en modo común a un valor pequeño. Las corrientes por
desplazamiento del cuerpo no fluyen a tierra. En su lugar, fluyen a la salida del
amplificador operacional auxiliar; así se protege al paciente.
Este circuito también provee seguridad eléctrica. Si un voltaje anormal alto
aparece entre el paciente y tierra como resultado de movimiento o alguna otra
causa, el amplificador operacional auxiliar se satura. Esto efectivamente mantiene
al paciente desconectado de tierra debido a que el amplificador no puede manejar
ya la pierna derecha o tórax (o al electrodo de referencia). Ahora, las resistencias
R1 (Rf) y R2 (Ro) están entre el paciente y tierra. Estas pueden ser de varios MΩ
de valor y suficientemente grandes para limitar la corriente. Estas resistencias no
protegen al paciente, sin embargo, 120 V. en el paciente quemarían los
transistores del amplificador operacional del electrocardiógrafo y grandes
corrientes podrían fluir de tierra.
Ahora, determinaremos el voltaje en modo común en un paciente, en el cual se
utiliza un circuito para manejar la pierna derecha o tórax, cuando los
desplazamientos de corrientes id fluyen en el paciente a través de la línea de
alimentación. Escogeremos valores apropiados de las resistencias del circuito de
tal forma que el voltaje en modo común sea mínimo y exista un camino de alta
resistencia a tierra cuando el amplificador operacional se sature.
………….1
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
42
Lo cual produce
…………..2
Pero
………………3
Entonces, sustituyendo 2 en 3
La resistencia efectiva entre la pierna derecha y tierra es la resistencia del
electrodo de la pierna derecha dividido entre uno más la ganancia del amplificador
operacional. Cuando el operacional se satura como puede ocurrir durante un
transitorio grande VCM, a su salida aparece el voltaje de saturación VS.
Ahora, la pierna derecha está conectada a tierra a través de esta fuente las
resistencias en paralelo Rf y Ro. Para limitar la corriente, Rf y Ro deben de ser de
valores grandes como por ejemplo 5 MΩ.
Cuando el amplificador no está saturado, nosotros queremos que el voltaje VCM
sea tan pequeño como sea posible. En otras palabras, que sea una resistencia
efectiva a tierra. Esto puede ser logrado haciendo a Rf grande y a Ra
relativamente pequeña.
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
43
Un valor típico de Ra es de 25 kΩ. Entonces, en el peor de los casos, cuando la
resistencia de un electrodo sea de 100kΩ, la resistencia efectiva entre la pierna
derecha o tórax y tierra será:
Entonces, para una corriente id de 2 µA, el voltaje VCM es
La siguiente etapa a diseñar una vez teniendo diseñada la etapa preamplificadora
y el circuito manejador de la pierna derecha o tórax, es la etapa de filtrado. En la
cual la señal electrocardiográfica debe de encontrarse entre 0.1 a 250 Hz con una
amplitud de 0.5 a 4 mV; aunque consultando bibliografías se pudo establecer que
las frecuencias idóneas para señales electrocardiográficas están entre 0.1 a 150
Hz.
3.5 Diseño del filtro pasa banda
La siguiente etapa a la salida de nuestro preamplificador es un filtro pasabanda de
segundo orden del tipo Butterworth. Escogido de esta familia por ser la que posee
la respuesta más lineal en su región pasabanda.
Este filtro pasabanda se construyó conectando un filtro pasabajas (ver fig.19) a la
salida de un filtro pasaaltas (ver fig.20) de segundo orden tipo Butterworth. A
continuación se muestra el procedimiento de diseño para cada uno de los filtros
mencionados.
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
44
Procedimiento de diseño para un filtro pasa bajas de segundo orden tipo
Butterworth1
a) Escoger la frecuencia de corte FC
b) Hacer R12=R13=R, a un valor conveniente entre 10kΩ y 100kΩ.
Escoger R14= 2R
c) Calcular C
d) Escoger C4= 2C , donde: C= C3+C7
Siguiendo los pasos de diseño anteriores tenemos lo siguiente:
a) Fc= 150 Hz,
ωC= 2π (150)= 942.48 rad/s.
b) R12=R13=R=10kΩ,
R14=20kΩ ≈ 22kΩ
c)
d) C4=2C= (75nF)*2 = 150nF C=68nF,
C7=5.6nF donde: C3+C7=73.6nF ≈ C1
1 LÓPEZ, Carlos A., LLAMOSA, Luis E., Los filtros en los sistemas de detección de potenciales bioelectricos.
No. 49, Editorial CEKIT, Págs. 42
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
45
fig. 19 Filtro pasa bajas de segundo orden Butterworth utilizando el operacional LF353
Procedimiento de diseño para un filtro pasa altas de segundo orden tipo
Butterworth.2
a) Escoger la frecuencia de corte Fc
b) Hacer C1=C2=C, a un valor conveniente
c) Calcular R11 de
d) Escoger R
e) Para minimizar el offset R10=R11
2 LÓPEZ, Carlos A., LLAMOSA, Luis E., Los filtros en los sistemas de detección de potenciales bioelectricos.
No. 49, Editorial CEKIT, Págs. 43.
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
46
Siguiendo los cuatro pasos anteriores tenemos
a) Fc= 0.1 Hz.,
ωC= 2π (0.1)= 0.6258 rad/s.
b) C1=C2=C= 10µF
c)
d)
e) para minimizar el offset R10 = R11 = 220kΩ
Como se mencionó anteriormente, los circuitos fueron unidos para formar el filtro
pasa banda.
fig. 20 Filtro pasa altas de segundo orden de tipo Butterworth utilizando el operacional LF353
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
47
3.6 Diseño del filtro rechaza banda
La siguiente etapa a diseñar es un filtro rechaza banda a o Notch para rechazar la
frecuencia de línea de 60 Hz (ver fig.21). En nuestro sistema. Esta señal de 60 Hz.
Es un ruido que se encuentra presente en todo el sistema por la inducción
electromagnética.
Procedimiento de diseño para un filtro rechaza banda o Notch de segundo
orden tipo Butterworth.3
a) Escoger C5 = C6 = C a algún valor conveniente.
b) Calcular R22 de
c) Calcular R19 de
d) Escoger R20 a un valor conveniente como 1KΩ
e) Calcular R21 de
Siguiendo los pasos anteriores obtenemos lo siguiente: a) C5 = C6 = C = 1µF
b)
3 LÓPEZ, Carlos A., LLAMOSA, Luis E., Los filtros en los sistemas de detección de potenciales bioelectricos.
No. 49, Editorial CEKIT, Págs. 44-45.
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
48
c)
d)
e) R21 = 2(12.088)2 (1K) = 292.2k
fig. 21 Diagrama del filtro rechaza banda
Por los valores de las resistencias obtenidas, es que el circuito se decidió colocar
trimpots de precisión con el objetivo para realizar ajustes en el ancho de banda y
frecuencia central.
3.7 Diseño de la etapa de amplificación
La siguiente etapa es un amplificador no inversor con una ganancia de 147 (ver
fig.22). Se seleccionó esta ganancia para esta etapa porque sumada a la ganancia
del preamplificador que es de 7 da una ganancia de 154, que es aproximadamente
la ganancia necesaria para elevar la señal electrocardiográfica a un nivel
adecuado que corresponde de 150 a 160 sugerido por la propuesta de diseño de
Analog Devices.
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
49
Esta señal es la necesaria para obtener una señal electrocardiográfica de 1V/1mV
de señal real. La señal electrocardiográfica a la salida se necesita con esta
relación porque es la forma en que los médicos saben interpretarla.
fig. 22 Circuito amplificador inversor con ganancia de 147
Donde el voltaje de salida está dado por.
Donde podemos observar que si escogemos a R23 = 1k , podemos colocar un
trimpot de 150K para variar la ganancia entre 1 y 150 además, es preferible un
trimpot para ajustarlo prácticamente y así calibrar el equipo para obtener la señal
deseada a la salida con la relación deseada de 1v/1mv.
3.8 Circuito completo
Después de analizar los circuitos, los cuales consta este diseño, se procedió a
armar el circuito por completo (ver fig.23), para de ahí hacer la presentación de
cómo sería el diagrama de este circuito.
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
50
fig. 23 Circuito completo del diseño de electrocardiógrafo
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
51
U3A
LF353D3
2
4
8
1C1
10µF
C2
10µF
R11220kΩ
R9
10kΩ
R10
220kΩ
R8
100kΩ
U3B
LF353D
5
6
4
8
7R13
10kΩ
R14
22kΩ
R12
10kΩ
C468nF
C75.6nF
C3
150nF
V19 V
V29 V
V3
1 Vpk
60 Hz
0°
XBP1
IN OUT
3.9 Simulación de los filtros por PC
La primera simulación que se realizó fue la del filtro pasabanda de 0.1 a 150 Hz. El
programa que se utilizó para la simulación fue el Multisim versión 11 el cual es un
paquete muy práctico y con resultados en sus simulaciones muy aproximados a lo
teórico. (ver fig.24).
fig. 24 Circuito utilizado para la simulación del filtro pasa banda de 0.1 Hz. a 150 Hz.
Se utilizó un trazador de respuestas de Bode para analizar la respuesta en
frecuencia vs amplitud del circuito. Este trazador se conecta a la entrada y a la
salida del circuito (ver fig.25).
fig. 25 Respuesta del filtro pasa bandas para la frecuencia de corte inferior
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
52
En la fig. anterior se puede observar la frecuencia de corte inferior del circuito,
posteriormente se muestra la frecuencia de corte superior del circuito (ver fig.26).
fig. 26 Respuesta del filtro pasa bandas para la frecuencia de corte superior
El siguiente circuito simulado fue el del filtro rechaza banda, para calcular de
manera precisa la respuesta de este filtro a la frecuencia de 60 Hz. esto se realizó
variando los valores de las resistencias variables en el circuito hasta encontrar
respuesta en frecuencia a la cual se eliminaba la mayor parte de esta frecuencia
(ver fig.27).
fig. 27 Circuito utilizado para simular el filtro rechaza banda a 60 HZ.
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
53
El resultado para la simulación del filtro rechaza banda (ver fig.28), es muy buena,
con lo que en la práctica obtendremos una gran reducción en el ruido de 60 Hz.
presente en el sistema.
fig. 28 Resultado de la simulación del filtro rechaza banda a 60 Hz.
Se optó solamente por la simulación por PC de estos dos circuitos porque son de
los más importantes para el buen funcionamiento del sistema. Principalmente
porque con la correcta respuesta en frecuencia de estos dos circuitos
eliminaremos cualquier distorsión en frecuencia e intromisión de ruido en la señal
electrocardiográfica.
Diseño de un electrocardiógrafo para el Laboratorio de Bioacústica de la ESIME Zacatenco 2012
54
3.10 Costos del diseño del electrocardiógrafo
A continuación se procederá a un análisis minucioso de los posibles costos del
electrocardiógrafo con el objetivo de demostrar su bajo costo en comparación con
el de un equipo profesional.
Circuito del amplificador de instrumentación:
CANTIDAD MATERIAL COSTO
2 Protoboards $ 172.00
1 Resistencia de 1M a 1/4 watt $ 0.40
1 Resistencia de 10K a 1/4 watt $ 0.40
2 Resistencias de 22K a 1/4 watt $ 0.80
2 Resistencias de 2.2K a 1/4 watt $ 0.80
1 Capacitor de 1µF $ 1.50
1 Amplificador de instrumentación AD620
$ 114.00
1 Operacional TL081 $ 6.50
2 Pilas de 9V $ 110.00
1 Capuchón para Pila $ 2.50
3 Electrodos precordiales $ 420.00
3 Banana - caimán $ 15.00
SUBTOTAL: $ 843.90
Tabla 2 Costos amplificador de instrumentación
Circuito filtro pasabanda
CANTIDAD MATERIAL COSTO
2 Resistencias de 220K a 1/4 watt $ 0.80
1 Resistencia de 100K a 1/4 watt $ 0.40
1 Resistencia de 22K a 1/4 watt $ 0.40
3 Resistencias de 10K a 1/4 watt $ 1.20
1 Capacitor de 150nF $ 4.00
1 Capacitor de 68nF $ 4.50
1 Capacitor de 5.6Nf $ 5.50
2 Capacitores de 10µF $ 3.00
1 Operacional LF353 $ 3.50
SUBTOTAL: $ 23.30
Tabla 3 Costos filtro pasabanda
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55
Circuito filtro rechazabanda
CANTIDAD MATERIAL COSTO
1 Resistencia de 500K a 1/4 watt $ 10.50
1 Resistencia de 400K a 1/4 watt $ 10.50
2 Resistencias de 1K a 1/4 watt $ 0.80
1 Capacitor de 1µF $ 1.50
1 Operacional LF353 $ 3.50
SUBTOTAL: $ 26.80
Tabla 4 Costos filtro rechazabanda
Circuito etapa de amplificación
CANTIDAD MATERIAL COSTO
1 Resistencia de 1K a 1/4 watt $ 0.40
1 Resistencia de 150K a 1/4 watt $ 0.40
1 Operacional LF353 $ 3.50
SUBTOTAL: $ 4.30
Tabla 5 Costos etapa de amplificación
Costo total del electrocardiógrafo
Con respecto a la mano de obra para la construcción se sugiere una cantidad
moderada y comparando el precio de venta sugerido con el de los equipos
electrocardiográficos más sencillos que se encuentran en el mercado que oscilan
entre los 15 y 20 mil pesos, podemos concluir que el diseño sería muy económico
ya que para visualizar la señal electrocardiográfica se usaría un osciloscopio y con
este instrumento se cuenta en el laboratorio de Bioacústica, entonces de ahí que
no se anexe a los costos.
CIRCUITO COSTO
Amplificador de instrumentación $ 843.90
Filtro pasabanda $ 23.30
Filtro rechazabanda $ 26.80
Etapa de amplificación $ 4.30
Mano de Obra $ 10,000.00
TOTAL: $ 10,898.30
Tabla 6 Costo total del diseño
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Conclusiones
De la realización de este trabajo podemos concluir que para realizar el
diseño de cualquier equipo electrónico se requiere de muchas horas hombre.
Primeramente para entender el problema, posteriormente para idear que tipo de
etapas serán necesarias para el diseño del equipo, para la búsqueda de fuentes
de información relacionadas con las etapas necesarias y culminar cumpliendo con
las necesidades para las cuales será diseñado, contando con su buen diseño que
sea económico y confiable.
Una vez realizado el diseño de las etapas necesarias, viene la parte en que
se tienen que realizar pruebas a los circuitos con el objetivo de comprobar su
correcto funcionamiento.
Para el diseño del electrocardiógrafo, primeramente realizamos una
investigación del funcionamiento del corazón, como es que este puede
representarse como un dipolo eléctrico y la naturaleza de las señales eléctricas
que este genera. Posteriormente investigamos el funcionamiento de los equipos
electrocardiográficos profesionales con el objetivo de ver que etapas serían
necesarias diseñar y con qué fin.
Durante la realización de la investigación, comprendimos la importancia de
platicar y entrevistar a expertos en el tema, debido a que aportan información
práctica muy confiable y entendible. Específicamente hablando, platicamos con
expertos de la sección de Ingeniería Biomédica de UPIBI del IPN; los cuales nos
proporcionaron datos importantes que nos ayudaron a solucionar dudas que
surgieron del tema.
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Durante la etapa de diseño de los circuitos, específicamente hablando de
los filtros, encontramos sumamente útil la simulación por PC de los circuitos
debido a que es una forma muy rápida y económica de comprobar el
funcionamiento de los circuitos inclusive cambiar el valor de elementos como
resistencias para ver si la respuesta de estos circuitos puede ser mejorada.
En general, concluimos que para la realización de cualquier sistema
electrónico que sea eficiente, que cumpla con las necesidades para las que fue
construido y que tenga buen acabado es necesario el trabajar con expertos en
cada una de las áreas que estén involucradas en el proyecto.
Por último, concluimos que en este trabajo fue necesario poner extremo
cuidado en el diseño de cada una de las etapas del electrocardiógrafo debido a
que es muy peligroso que una corriente de 1mA. circule por la superficie del
cuerpo humano ya que con esta es suficiente para causar una peligrosa fibrilación
del corazón.
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Glosario
Arritmia Latidos irregulares del corazón
Aurícula Cavidad del corazón que recibe la sangre de las venas.
Biopotenciales Cargas eléctricas producidas por diversos tejidos corporales.
Butterworth Filtro electrónico diseñado para producir la respuesta más
plana que sea posible hasta la frecuencia de corte.
CMRR Abreviación de commmon mode rejection ratio, es decir,
relación de rechazo en modo común.
Complejo QRS Se le llama así a la forma de la señal electrocardiográfica en
su periodo fundamental.
Desfibrilación Acción de tratar de volver a poner en funcionamiento al
corazón una vez que se ha detenido.
ECG Abreviación de electrocardiógrafo.
Electrocardiógrafo Instrumento que sirve para visualizar las señales eléctricas
generadas por el corazón.
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Electrodo Pieza metálica utilizada para medir los potenciales eléctricos
presentes en la superficie del cuerpo.
Fibrilación Proceso en el cual el corazón detiene su funcionamiento.
LA Abreviación del brazo izquierdo.
LL Abreviación de pierna izquierda.
Notch Filtro electrónico que no permite el paso de señales cuyas
frecuencias se encuentran comprendidas entre las
frecuencias de corte superior e inferior.
Precordio Perteneciente a la región frontal del tórax que se sitúa sobre el
corazón.
RA Abreviación del brazo derecho.
Ventrículo Cada una de las dos cavidades del corazón que reciben la
sangre de las aurículas y la envían a las arterias.
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Índice de figuras
Figura 1 Derivaciones electrocardiográficas…………………………………….11
Figura 2 Electrocardiógrafo de Einthoven………………………………………..12
Figura 3 Imagen electrocardiográfica normal……………………………………19
Figura 4 Anatomía del corazón……………………………………………………21
Figura 5 Estructura del corazón…………………………………………………..22
Figura 6 Diástole……………………………………………………………………23
Figura 7 Sístole……………………………………………………………………..23
Figura 8 Aurícula y ventrículo del corazón………………………………………25
Figura 9 Potencial de acción de células no automáticas ………………………26
Figura 10 Potencial de acción de células automáticas…………………………..28
Figura 11 Secuencia de activación cardiaca……………………………………...30
Figura 12 Derivaciones unipolares aumentadas………………………………….31
Figura 13 Derivaciones bipolares…………………………………………………..32
Figura 14 Triángulo de Einthoven………………………………………………….34
Figura 15 Diagrama del sistema……………………………………………………36
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Figura 16 Electrodos precordiales………………………………………………….38
Figura 17 Configuración de terminales del integrado AD620…………………...39
Figura 18 Conexiones para manejar la pierna derecha o tórax sugeridas por
Analog Devices…………………………………………………………...40
Figura 19 Filtro pasa bajas de segundo orden Butterworth utilizando el
operacional LF353…………………………………………………….....45
Figura 20 Filtro pasa altas de segundo orden de tipo Butterworth utilizando el
operacional LF353……………………………………………………….46
Figura 21 Diagrama del filtro rechabanda…………………………………………48
Figura 22 Circuito amplificador inversor con ganancia de 147………………….49
Figura 23 Circuito completo del diseño de electrocardiógrafo…………………..50
Figura 24 Circuito utilizado para la simulación del filtro pasa banda de 0.1 Hz. a
150 Hz……………………………………………………………………..51
Figura 25 Respuesta del filtro pasa bandas para la frecuencia de corte
inferior……………………………………………………………………..51
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Figura 26 Respuesta del filtro pasabandas para la frecuencia de corte
Superior…………………………………………………………………...52
Figura 27 Circuito utilizado para simular el filtro rechaza banda a 60 Hz………52
Figura 28 Resultado de la simulación del filtro rechaza banda a 60 Hz……….53
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Índice de tablas
Tabla 1 Historia del electrocardiograma y electrocardiógrafo………………...13
Tabla 2 Costos amplificador de instrumentación……………………………….54
Tabla 3 Costos filtro pasabanda………………………………………………….54
Tabla 4 Costos filtro rechazabanda……………………………………………...55
Tabla 5 Costos etapa de amplificación………………………………………….55
Tabla 6 Costo total del diseño……………………………………………………55
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Bibliografía
López Carlos A. y Llamosa Luis E. Los filtros en los sistemas de detección de potenciales bioelectricos Editorial CEKIT, electrónica y computadores no. 49 Págs. 42-45.
López Carlos A. y Llamosa Luis E. Diseño de un canal electrocardiógrafico Editorial CEKIT, electrónica y computadores no. 52 Págs. 28-31.
C. Farreras P, Rozman C. Medicina Interna. Barcelona: Elsevier 2004.
Esteve J, Mitjans J. Electrocardiograma. Enfermería. Técnicas clínicas. Madrid: McGraw-Hill Interamericana 2002.
Electrocardiografía básica. Aravaca (Madrid) McGraw Hill 2002
Moreno Ochoa L. Cómo entender un electrocardiograma. Madrid: Díaz de Santos 2000.
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