1. Ingeniería

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EDITORES
José Luis Paredes
Jerick Órdenes Sepúlveda
Miguel Altuve Paredes
PORTADA
Jerick Órdenes – @osjerick
FOTO
Nadia González – @gnadiac
DIAGRAMACIÓN
Jerick Órdenes – LATEX
ISBN 978-980-11-1794-0
9 789801 117940
ISBN: 978-980-11-1794-0
DEPÓSITO LEGAL: lfX23720156201604
© Copyright 2015 – V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Postgrado en Ingeniería Biomédica, Universidad de Los Andes
Postgrado en Ingeniería Biomédica
Consejo de Estudios de Postgrado
Universidad de Los Andes
www.ing.ula.ve/post.biomedica
Coordinador Principal
José Luis Paredes Quintero, Ph. D. (ULA)
Coordinador Adjunto
Miguel Alfonso Altuve Paredes, Ph. D. (UPB – Colombia)
Comité de Finanzas
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Rubén Rojas, Ph. D. (ULA)
Sara Wong, Ph. D. (USB)
Vannessa Duarte, M. Sc. (INABIO - UCV)
Winston García, Ph. D. (ABB - Suecia)
V Congreso
Venezolano de
Bioingeniería
BIOVEN 2015
Mérida, Venezuela, del 20 al 22 de mayo de 2015
Facultad de Ingeniería, Universidad de Los Andes
Memorias del
V Congreso Venezolano
de Bioingeniería
BIOVEN 2015
Mérida, Venezuela, del 20 al 22 de mayo de 2015
Facultad de Ingeniería, Universidad de Los Andes
Agradecimientos
Queremos expresar nuestro más profundo agradecimiento al Comité Organizador y al Comité Científico
integrado por el cuerpo de árbitros cuyo trabajo profesional ha permitido la selección rigurosa de artículos
presentados en este evento y reflejados en las presentes memorias. De igual forma, queremos expresar
nuestro agradecimiento al Postgrado en Ingeniería Biomédica de la ULA, al Vicerrectorado Administrativos
de la Universidad de Los Andes, al Consejo de Desarrollo Científico, Humanístico, Tecnológico y de
las Artes, CDCHTA-ULA, a la Fundación para el Desarrollo de Ciencia y Tecnología del Estado Mérida
(Fundacite-Mérida) y al Vicerrectorado Académico de la Universidad Nacional Experimental del Táchira, por
su patrocinio y apoyo económico en la realización del evento y en la elaboración de las presentes memorias.
Prefacio
Bienvenidos al V Congreso Venezolano de Bioingeniería (BIOVEN 2015), evento que pretende crear los
espacios para la difusión de la Ciencia y la Tecnología en áreas afines a la Bioingeniería. Este evento, el
quinto en su serie, unifica el esfuerzo de los distintos grupos de investigación y desarrollo que hacen vida en
nuestro país y consolida la integración de investigadores, profesionales médicos, ingenieros, y estudiantes en
áreas de Bioingeniería.
Para este evento se recibieron 50 artículos, de los cuales luego de un proceso riguroso de arbitraje por
parte del Comité Científico se aceptaron por su originalidad, contenido técnico, calidad y pertinencia 39
trabajos, cubriendo áreas como Biomecánica y Biomateriales, Diagnóstico, Ingeniería Clínica, Instrumentación Biomédica y Biorobótica, Modelado de Sistemas Fisiológicos, Procesamiento de Imágenes Médicas y
Procesamiento Digital de Bioseñales.
Contenido
BIOMECÁNICA Y BIOMATERIALES
1
Propuesta de diseño de engrapadora mecánica circular quirúrgica para hemorroidectomías . . . .
Marian Salomón, Lilibeth A. Zambrano
2
Efecto de los parámetros de proceso (manufactura aditiva) en la fabricación de implantes para
microtia: empleo de herramientas CAE . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Mariangel Berroterán, Orlando Pelliccioni, María V. Candal
6
Efectos de la asignación de propiedades mecánicas heterogéneas en modelos de maxilar superior
con implantes cigomáticos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Gabriel Díaz, Adriana Lammardo, Carmen M. Müller-Karger
10
Análisis preliminar de desempeño de prótesis policéntrica de rodilla . . . . . . . . . . . . . . . .
Belkys T. Amador, Carmen M. Müller-Karger, Rafael R. Torrealba
14
Diseño de actuador hidráulico lineal de respuesta modulable para prótesis inteligente de rodilla . .
Johan E. Escalona, Rafael R. Torrealba
18
Protocolo para la reconstrucción tridimensional digital de rostros de pacientes con Hendidura Labio
Palatina por fotogrametría . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Edgar D. Fonseca, Orlando J. Pelliccioni, Teresa J. Pannaci
22
Evaluación del empleo del moldeo por inyección asistida por gas para la fabricación de prótesis de
un pie dinámico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Claudia Almonacid, Orlando J. Pelliccioni, María V. Candal, Carmen M. Müller-Karger
26
Diseño de prótesis interfalángica para los miembros superiores . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Lilibeth A. Zambrano, Stefanny Cisneros
DIAGNÓSTICO
30
34
RM-1 H Cerebral en núcleo familiar con antecedentes de Ezquizofrenia, Autismo y diagnóstico de
Síndrome de Bleuler . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Carolina V. Torres, Ricardo Silva, Sofía Juanico, María A. García
ix
35
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
INGENIERÍA CLÍNICA
39
¿Cómo mejorar la calidad de los servicios médicos en Venezuela? . . . . . . . . . . . . . . . . .
Rodrigo Mijares-Seminario, Elena Rincón, Carlos E. Valero, Lersi D. Quintero, Leicy A. Hernández
Plataforma web para la gestión tecnológica del área quirúrgica de la Clínica Virgen de Guadalupe
C.A. del estado Falcón . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Leonardo A. Chirinos, Manuel F. Tena
40
44
El ingeniero biomédico y sus competencias para la garantía de la calidad de los servicios de salud
Verónica Flores
48
Manual de adquisición de tecnologías médicas en establecimientos de atención a la salud . . . . .
Jesús Arellano
52
INSTRUMENTACIÓN BIOMÉDICA Y BIOROBÓTICA
Diseño de un sistema de succión al vacío para pacientes intrahospitalarios con fracturas abiertas .
Hilenne G. Vivas
56
57
Diseño e implementación de un dispositivo para la medición de la velocidad de la onda de pulso
por fotopletismografía . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Hugo D. Reyes, Rubén Medina
62
Diseño de una estación de rehabilitación para la articulación de la muñeca empleando el proceso
analítico de jerarquía . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Edgar A. Ceballos, José L. Paredes, Miguel A. Díaz, Patricia C. Vargas
66
Diseño y construcción de un electromiógrafo para soporte en el diagnóstico del síndrome del túnel
carpiano . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Jessica A. Rodríguez, Claudia S. Gómez, Iñaki Aguirre
70
Simulador electrónico para la práctica y aprendizaje de nudos de sutura quirúrgica . . . . . . . . .
Claudia L. Guzmán, Alex Monclou, David Rojas
74
Propuesta de interfaz háptica para cirugía laparoscópica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Iliana M. Rumbo, Sergio A. Salinas
78
Diseño de un sistema electrónico para mejorar la capacidad de respuesta de un maniquí de reanimación cardiopulmonar . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Jhonny R. Briceño, Diego Jugo
MODELADO DE SISTEMAS FISIOLÓGICOS
82
86
x
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Modelado y simulación de la respuesta respiratoria en ventilación mecánica: sistema cerrado
automático de aspiración endotraqueal . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Danely Velázquez, Rubén Rojas
PROCESAMIENTO DE IMÁGENES MÉDICAS
Valoración del movimiento del ventrículo izquierdo en RM cardíaca usando aprendizaje de diccionarios . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Valoración del movimiento del ventrículo izquierdo en RM cardíaca usando aprendizaje de diccionarios
Detección de cáncer de mama empleando luz cercana al infrarrojo mediante modelaje y simulación
usando técnicas de elementos finitos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
Ana A. Arráiz, Rubén Medina
87
91
92
96
Evaluación postural de niños usando técnicas de visión por computador . . . . . . . . . . . . . . 100
Franklin E. Rosado, Cesar A. Aceros, Sergio A. Salinas
Segmentación del ventrículo izquierdo en imágenes cardíacas usando técnicas no paramétricas . . 104
Edwin Velázquez, Antonio Bravo, Miguel Vera
Estrategia para la segmentación de la aurícula derecha en tomografía cardíaca . . . . . . . . . . . 108
Yoleidy K. Huérfano, Miguel A. Vera, Antonio J. Bravo, Atilio S. Nava, Rubén J. Medina
PROCESAMIENTO DIGITAL DE BIOSEÑALES
112
Clasificación de estímulos adyacentes en el deletreador P300 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 113
Gerardo Ceballos Van Grieken
Potenciales relacionados a eventos generados por estímulos adyacentes en el deletreador P300 clásico117
Gerardo Ceballos Van Grieken
Algoritmos evolutivos para la estimación de parámetros del modelo Lotka-Volterra . . . . . . . . 121
Jhon E. Amaya, María A. Tarazona
Fusión de datos para detectar complejos QRS en registros electrocardiográficos multicanal . . . . 125
Carlos A. Ledezma, Miguel A. Altuve
Índices para la caracterización de sujetos con disfunción metabólica, utilizando variables bioquímicas y antropométricas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 129
Jesús M. Velásquez, Erika Severeyn, Sara Wong, Hector Herrera
Análisis del desfase temporal entre las series RR y amplitud de la onda R en episodios de apneabradicardia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 133
xi
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Luis A. Landaeta, Miguel A. Altuve, Alfredo I. Hernández, Alain Beuchée, Patrick Pladys
Dispositivo basado en PSoC para medición de señales electromiográficas y de aceleración de atletas 137
Raymond Montes, Félix A. Sirit, Carlos Murillo
Variabilidad de la frecuencia cardíaca durante la prueba oral de tolerancia a la glucosa en sujetos
con síndrome metabólico, sedentarios y deportistas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 142
Gilberto Perpiñán, Erika Severeyn, Sara Wong, Miguel A. Altuve
Diseño e implementación de un prototipo de sistema tipo holter de señales electrocardiográficas . 146
Fátima P. Boet, Iñaki Aguirre, Claudia S. Gómez
Descomposición de Karhunen-Loève de registros electrocardiográficos abdominal materno . . . . 150
Miguel A. Altuve, Philip Warrick
xii
Biomecánica y Biomateriales
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
PROPUESTA DE DISEÑO DE ENGRAPADORA MECÁNICA CIRCULAR
QUIRÚRGICA PARA HEMORROIDECTOMÍAS
Marian Salomón1, Lilibeh A. Zambrano M 2,3
1
2
Universidad Metropolitana, Facultad de Ingeniería, Escuela de Mecánica.
Universidad Metropolitana, Facultad de Ingeniería, Dpto. de Ciencias y Técnicas de la Construcción.
3
Universidad Simón Bolívar, Dpto. de Mecánica, Grupo de Biomecánica.
e-mail: [email protected]
RESUMEN
En Venezuela cada vez se hace más latente la necesidad de fabricar equipos e instrumental médico, debido a las dificultades
que se presentan al momento de importar los mismos. El objetivo general del presente trabajo es realizar un diseño de una
engrapadora mecánica circular quirúrgica para hemorroidectomías para su posible fabricación con materiales disponibles en
Venezuela, para lo cual se caracterizaron los elementos que constituyen un equipo ya existente, se identificaron los
proveedores nacionales de materia prima, y se plantearon distintas alternativas de diseño, con lo que se dio inicio al proceso
de diseño teórico del prototipo; se propuso la geometría de los elementos y se realizaron análisis para determinar la vida útil
del equipo, lo que arrojó como resultado la propuesta de la engrapadora mecánica circular para hemorroidectomías, la cual
fue representada en un software CAD. Finalmente se realizó un estudio de la factibilidad técnica-económica de su
fabricación.
Palabras Clave: diseño mecánico, engrapadora circular, hemorroidectomías.
prototipo, con lo que se comenzó el diseño definitivo de la
engrapadora quirúrgica haciendo uso de teorías de
mecánica de materiales que permitieron dimensionar los
componentes del modelo propuesto, el cual fue luego
diseñado en un programa CAD. Adicionalmente, se realizó
un estudio de factibilidad técnico-económica, para el cual
se tomó en cuenta la disponibilidad de material y
tecnología necesaria para la fabricación del equipo en
Venezuela.
INTRODUCCIÓN
En Venezuela, el sector salud se ha visto afectado por el
pobre abastecimiento de equipos e instrumental médico,
debido a la baja producción nacional de los mismos y
dificultad de importación. Esta problemática afecta a todo
nivel de este sector, tal es el caso de las comúnmente
utilizadas suturas mecánicas, como las engrapadoras
circulares quirúrgicas para hemorroidectomías, por lo que
el diseño y producción nacional de este tipo de equipos e
instrumental médico representa una necesidad en el país
[1].
La hemorroidectomía por sutura mecánica es un
procedimiento quirúrgico que consiste en el uso de un
dispositivo de sutura quirúrgica circular para extirpar un
anillo circunferencial del exceso de hemorroides, haciendo
que las mismas vuelvan a su posición normal en el canal
anal [2]. A partir del estudio composicional de un equipo
de sutura mecánica circular para hemorroidectomías
existente, se identificaron sus principales elementos y
materiales, así como las necesidades funcionales y
ergonómicas del equipo mediante la contribución de dos
expertos, un médico y un ingeniero. Además con la
identificación de los proveedores nacionales de materia
prima apta para la fabricación del modelo, se determinaron
las alternativas de diseño del cuerpo del equipo y las
propuestas de diseño del sistema de acción del mismo, de
igual manera se fijaron variables para el diseño del
METODOLOGÍA
La elaboración de esta investigación se hizo en tres
fases principales: diseño conceptual, diseño básico y diseño
detallado.
Diseño Conceptual
En la primera etapa, se definieron las especificaciones del
equipo, para lo que se consultaron catálogos y patentes, se
realizaron entrevistas a expertos, y se caracterizaron los
elementos mecánicos de un equipo existente en el mercado,
enfocado a la descripción de cada pieza en cuanto a su
función y material. Con esto se definieron las funciones del
equipo y los requisitos de diseño, los cuales se muestran en
la tabla I. Además, fueron creados los conceptos de diseño,
se elaboraron cuatro alternativas para el diseño del cuerpo
del equipo, las cuales presentaron distintas opciones en
2
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
cuanto a la forma de la perilla de aproximación, la posición
del sistema de seguridad del equipo y el accionamiento del
mismo en forma horizontal o vertical [3].
En el diseño detallado del equipo, se tomaron
importantes decisiones, como el acortamiento del eje
principal del dispositivo, con la finalidad de minimizar el
tamaño general del modelo diseñado, esto basado en
estudios que manifiestan la incomodidad por el 40% de los
usuarios del equipo debido al sobredimensionamiento del
mismo [5].
También se definieron los materiales de los distintos
componentes del equipo, para aquellas piezas en contacto
con el cuerpo y fluidos corporales del paciente se
seleccionó el acero 316-L, que posee propiedades
excepcionales ante la corrosión y altas temperaturas,
mientras que para el resto de las piezas que no entran en
contacto con el cuerpo ni fluidos corporales del paciente,
como lo son: los resortes, protectores internos de roscas,
guías, tornillos, e indicador de acercamiento, se seleccionó
el acero inoxidable 304 [6].
Habiendo definido las dimensiones preliminares de las
piezas principales del equipo y seleccionados los
materiales, se efectuaron distintas pruebas a dichas piezas.
Por ejemplo, el eje principal fue sometido a un estudio de
fatiga con resultados satisfactorios dando vida infinita a
este elemento [7]. En la figura 2 se muestra el eje principal.
Tabla I. Factores de diseño del equipo.
Funciones
Seccionar tejido
hemorroidal
Suturar la
sección de
tejido
hemorroidal
removido
Requisitos
Diámetro del cabezal no
mayor a 35mm, para no
exceder el tamaño típico del
canal anal.
Longitud del eje del cabezal
no mayor a los 60mm, los
plexos venosos hemorroidales
no se extienden más allá de
60mm dentro del canal anal.
Se crearon tres propuestas para el sistema de acción de
la engrapadora, las cuales fueron: el sistema original del
equipo, que consiste en una guía conectada al movimiento
del gatillo del equipo, la cual empuja las grapas albergadas
en el cartucho para seccionar y suturar el paquete
hemorroidal seleccionado [4]; en segundo lugar se propuso
un sistema de engranajes también conectado al gatillo del
prototipo y cuyo movimiento accionaría otro sistema de
engrapado; y por último, se propuso un sistema similar al
que se utiliza en pistolas (armas de fuego): en la posición
inicial se mantiene comprimido un resorte el cual es
liberado con la operación del gatillo, y a su vez empuja las
grapas en el cartucho.
Diseño Básico
Figura 2. Eje principal.
En la segunda fase, el diseño básico, se procedió a la toma
de decisiones, para lo cual se utilizaron matrices
ponderadas de selección; las alternativas de diseño del
cuerpo del equipo y las propuestas en cuanto al sistema de
acción se evaluaron de acuerdo a criterios de selección
tales como: seguridad, desempeño, facilidad de fabricación,
facilidad de operación, bajo costo de producción, bajo
costo de operación y mantenimiento, y uso de materiales y
tecnologías disponibles en Venezuela. De esta evaluación
fueron resultantes la alternativa de diseño 2 y propuesta de
accionamiento 1, las cuales se muestran en la figura 1.
El cabezal fue analizado según el esfuerzo simple
producido por la carga aplicada resultante del engrapado, y
se estudió la deflexión producida en el gatillo como
resultado del accionamiento del mismo, todos los estudios
con resultados aceptables. En la figura 3 se muestra el
cabezal (3a) y el gatillo (3b) [8].
Figura 1. Alternativa 2 y propuesta 1.
Diseño Detallado
3
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
a)
b)
Figura 3. a) Cabezal, b) Gatillo.
propuesta una alternativa muy competitiva respecto a la del
dispositivo importado.
RESULTADOS
CONCLUSIONES
Como resultado se obtuvo un modelo de engrapadora
mecánica circular quirúrgica para hemorroidectomías, la
cual consta de diecinueve piezas, todas en acero, reusable,
con un peso aproximado de 550 g, que puede ser producida
con materiales disponibles en el mercado venezolano y con
la tecnología disponible en el país, y que además funciona
con cualquier cartucho de grapas de 4.8mm para
engrapadora circular. En la figura 2 se muestra en
ensamblaje general del equipo.
• La funcionalidad del equipo, la comodidad y
seguridad del usuario fueron factores de diseño importantes
en la toma de decisiones en cuanto al dimensionamiento
del prototipo.
• Existe una limitada gama de equipos similares en el
mercado venezolano, pero los mismos son desechables y
tienen un alto costo, rondando los Bs. 35.000. Sin embargo,
el dispositivo propuesto tiene un costo de tan sólo Bs.
8.118,1, y además es reusable y según los cálculos
realizados tiene vida infinita (≥
ciclos).
• Los bajos costos de producción del equipo y la
disponibilidad en Venezuela tanto de los materiales, como
de la tecnología necesaria para su fabricación, aseguran la
factibilidad técnico-económica de la fabricación de este
instrumento médico en el país.
REFERENCIAS
[1] Suárez, M. (2013). Se dificulta la importación de
equipos y material médico. El impulso. Recurso disponible
en línea en: http://elimpulso.com/articulo/se-dificulta-laimportacion-de-equipos-y-materialmedico#.UunEN9J5PTp. Última visita el 24 de enero de
2014.
[2] University of California (2008). Hemorrhoidectomy &
Related Procedures. San Francisco: UCSF. Recurso
disponible
en
línea
en
http://colorectal.surgery.ucsf.edu/conditions-procedures/hemorrhoidectomy.aspx. Última visita el 19 de
marzo de 2014.
[3] Bourdreaux, C., Balek, S. (2007). End effector closure
system for a surgical stapling instrument. Recurso
disponible
en
línea
en
http://www.google.com.ar/patents/US7597229.
Última
visita el 28 de abril de 2014.
[4] Bilotti, F., Bittner, J., Hacker, R., Longo, A.(2000).
Circular stapler for hemorroidal surgery. Recurso
disponible
en
línea
en
http://www.google.com/patents/US6102. Última visita el
18 de febrero de 2014.
[5] Kono, E., Mitsunori, T., Makiko, K., Endo, Y.,
Tomizawa, Y., Matsuo, T., Nomura, S. (2013). Ergonomic
evaluation of a mechanical anastomotic stapler used by
Japanese surgeons. Tokyo: Springerlink. Recurso
disponible
en
línea
en
http://www.readcube.com/articles/10.1007/s00595-0130666-6. Última visita el 02 de agosto de 2014.
Figura 4. Engrapadora mecánica circular
quirúrgica para hemorroidectomías.
Factibilidad Técnico-Económica
En cuanto a la factibilidad técnico-económica; se
solicitaron presupuestos tanto a proveedores como
fabricantes nacionales, los cuales manifestaron contar con
la tecnología necesaria para la fabricación del equipo y los
materiales seleccionados. La tabla I presenta los costos de
producción unitarios de la engrapadora mecánica circular
quirúrgica por conceptos de material y fabricación.
Tabla II. Costo de producción unitario del equipo.
Concepto
Material
Fabricación
Total
Costo (Bs)
1.118,10
7.000,00
8.118,00
Calculado el costo de producción del equipo, se
compara con el precio del dispositivo existente en el
mercado el cual es de 35.000Bs, resultando la opción
4
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
[6] Gamboa, E., Álvarez, R. (2012). Acero inoxidable 316
y 316-L propiedades y características físico-químicas.
Bogotá: Fundación Universitaria Los Libertadores. Recurso
disponible
en
línea
en
http://materialesfull.wikispaces.com/file/view/ACERO..pdf
. Última visita el 15 de julio de 2014
[7] Budynas, R., Nisbett, K. (2011).Fatigue-Life Methods.
Shigley’s Mechanical Engineering Design (9na ed.). (pp.
273-278). New York: McGrawHill.
[8] Budynas, R., Nisbett, K. (2011).Deflection and
Stiffness. Shigley’s Mechanical Engineering Design (9na
ed.). (pp. 147-175). New York: McGrawHill.
5
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
EFECTO DE LOS PARÁMETROS DE PROCESO (MANUFACTURA ADITIVA)
EN LA FABRICACIÓN DE IMPLANTES PARA MICROTIA: EMPLEO DE
HERRAMIENTAS CAE
Mariangel Berroterán1, María V. Candal2, Orlando Pelliccioni1
1
2
Universidad Simón Bolívar, Grupo de Biomecánica, Apartado 89000, Caracas 1080-A, Venezuela.
Universidad Simón Bolívar, Grupo de Polímeros 2, Apartado 89000, Caracas 1080-A, Venezuela.
[email protected]
RESUMEN
La microtia es una malformación del pabellón auricular. Actualmente, su tratamiento es con cirugías altamente rigurosas y
complejas. La técnica de Manufactura Aditiva de Modelado por Deposición de Fundido (FDM) se ha mostrado como una
posible solución al problema ya que permite imprimir tridimensionalmente el cartílago auricular, pudiendo facilitar el
trabajo al cirujano. Es por ello que en este trabajo se presentan simulaciones computacionales de la influencia de algunas de
las variables de proceso en la obtención de este tipo de piezas. De los casos planteados, se obtuvo que imprimir el implante
en orientación horizontal respecto a la placa es la más eficiente, ya que permite obtener más piezas en menor tiempo y
consumiendo la menor cantidad de material. Asimismo, la variación en el tamaño de la boquilla y la modificación de la
deposición de los filamentos, considerando espaciamiento y estilo de deposición, influyen significativamente en los dos
aspectos antes mencionados.
Palabras claves: microtia, cartílago auricular, modelado por deposición de fundido, manufactura aditiva.
microtia, considerando aspectos como cantidad de material
utilizado y tiempos de fabricación, mediante simulaciones
computacionales con herramientas CAE.
INTRODUCCIÓN
La microtia es una malformación del pabellón
auricular, y América Latina conjuntamente con Asia, son
las regiones del mundo con mayores casos de esta
patología. Hay cuatro grados de microtia; a mayor grado la
deformación es mayor, y de todos los casos el grado III es
el más común. El cuarto implica la ausencia total de la
oreja y se denomina anotia [1]. En Venezuela, la microtia
ha sido tratada por pocos médicos expertos en este tipo de
reconstrucciones. La Fundación Operación Sonrisa de
Venezuela ha buscado tratar estos casos en niños con
escasos recursos económicos, brindando nuevas soluciones
al problema y buscando incluir mayor cantidad de
cirujanos en esta área.
Actualmente, las operaciones para corregir el
problema de microtia son muy rigurosas e imprecisas;
además, se usa como material un trozo de cartílago
intercostal del paciente [2]. Debido a lo invasiva y
compleja de la cirugía, han surgido investigaciones en el
campo ingenieril donde se incluyen las nuevas tecnologías
de fabricación de piezas, como es el caso de la manufactura
aditiva [3],[4], específicamente el Modelado por
Deposición de Fundido (FDM, por las siglas en inglés de
Fused Deposition Modeling). Sin embargo, se sabe que los
parámetros definidos en el proceso pueden modificar el
desarrollo del mismo en cuanto a factibilidad de
fabricación y costos y es por ello que se ha definido como
objetivo de esta investigación estudiar la influencia de
algunos parámetros de proceso de FDM sobre el desarrollo
de la impresión tridimensional del implante auricular para
METODOLOGÍA
Para el desarrollo de los modelos computacionales del
cartílago auricular, fue empleado el programa Materialise
Mimics®, con el que fue realizada la segmentación del
modelo. Dicha segmentación se realizó a partir de
imágenes de Tomografía Axial Computarizada (TAC),
separando en primer lugar, la oreja del resto del cráneo y,
posteriormente, segmentando el cartílago. En la Figura 1 se
observa el modelo tridimensional obtenido en el software
mencionado.
Figura 1. Modelo tridimensional del cartílago auricular
obtenido en Mimics®.
Esta pieza, una vez guardada en formato “stl”, pudo ser
procesada por el simulador Insight de la máquina de
impresión FDM 2000 de la empresa Stratasys, donde se
definieron y se variaron diferentes parámetros de proceso
6
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
con la finalidad de observar su influencia en la obtención
tridimensional de este tipo de piezas.
Seguidamente, en el simulador Insight de la máquina,
se comenzaron a definir los parámetros. El material de
moldeo empleado fue el ABS P400, de densidad 1,05
g/cm3, y el ABS P400R, cuya densidad es de 1,045 g/cm3,
para el material soporte. Estos datos fueron tomados de la
información técnica disponible de la compañía Stratasys
[5], quienes especifican que esos materiales se destinan
para los fines mencionados. Los parámetros de proceso que
se variaron fueron: orientación de la pieza en la placa,
tamaño de la boquilla, estilo de tramado, anchos y ángulo
de tramado. En la Tabla 1 se muestran los valores
seleccionados en este estudio para cada variable.
Adicionalmente, en la Figura 2 se observan las tres
orientaciones de pieza consideradas. Los estilos de tramado
seleccionados fueron “combinado” y “contorneado”
(Figura 3), como estrategia de deposición del filamento.
Adicionalmente, se observó la diferencia entre seleccionar
un ángulo de tramado de 0° y 90°, el cual se mide respecto
al eje “x” del sistema.
resultados que permiten comparar la influencia de la
variación de los parámetros de impresión en las
características de las piezas finales. En la Figura 4 se
muestra la representación por capas de las piezas en las
diferentes orientaciones; las imágenes superiores
representan la primera capa de impresión de la pieza y las
inferiores muestran la pieza completa. En ambos casos, las
regiones menos sombreadas o de coloración más blanca,
constituyen el material soporte de las piezas, mientras que
las más oscuras representan el material base.
Tabla 1. Parámetros modificados en el proceso de
simulación de construcción del implante.
Ancho del
Ancho de la
Parámetros Boquilla
contorno (cm) trama (cm)
10
0,04064
0,04064
Valores
16
0,09652
0,09652
(a)
(b)
(a)
(b)
(c)
Figura 2. Orientaciones (a) vertical, (b) horizontal y (c)
lateral para realizar la impresión de la pieza.
(a)
(c
)
Figura 4. Representación por capas de los modelos en
las diferentes orientaciones de impresión: (a) vertical,
(b) horizontal y (c) lateral.
(b)
De la ventana de proceso del Insight fue posible estimar
las cantidades de material utilizadas y el tiempo de
fabricación en cada caso. En la Tabla 2 se presentan estos
valores, y se puede observar que la orientación horizontal
se muestra como la ideal debido a la menor cantidad de
material soporte que emplea y el menor tiempo de proceso,
lo cual se puede traducir en menores costos de fabricación.
Adicionalmente, se consideró la cantidad de piezas
simultáneas que pueden imprimirse en cada caso,
estimando también el tiempo de fabricación. En la Tabla 3
se muestran estos resultados. Se observa que en orientación
vertical durante un ciclo de proceso, se pueden imprimir 24
Figura 3. Métodos de deposición de filamento: (a)
combinado y (b) contorneado.
Otro aspecto considerado fue la cantidad de piezas que
es posible imprimir simultáneamente (un ciclo) en cada
orientación, lo que modifica la cantidad de material
utilizado y el tiempo de procesamiento.
RESULTADOS
Luego de haber realizado diversas simulaciones del
proceso de impresión del cartílago auricular, se obtuvieron
7
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
piezas en un tiempo de 3783 minutos, mientras que la
horizontal solo permite 12 piezas en un tiempo de 1178
minutos. Sin embargo, si se deseara imprimir 24 piezas en
orientación horizontal realizando dos ciclos de proceso, el
tiempo total que tomaría sería de 2356 minutos, mucho
menor que en orientación vertical. Análogamente ocurre
con la cantidad de material soporte, ya que para un ciclo en
vertical requiere 54,27 cm3, mientras que para dos ciclos en
horizontal sería 47,2 cm3. De este modo, se tiene
nuevamente que la orientación horizontal se muestra como
la más eficiente para la impresión de estas piezas.
Tabla 4. Influencia de algunos parámetros en el proceso
de fabricación de implantes auriculares mediante FDM.
ABS
ABS
Contorno Trama
t
Boquilla
P400 P400R fabricación
(cm)
(cm)
(min)
3
3
(cm ) (cm )
10
0,04064
0,04064 5,11
2,26
157
16
0,04064
0,04064 5,15
2,61
88
16
0,09652
0,04064 5,33
2,61
81
16
0,09652
0,09652 5,57
2,61
61
Tabla 2. Datos del proceso de fabricación de acuerdo a
la orientación de la pieza.
ABS P400 ABS P400R
tfabricación
Orientación
(cm3)
(cm3)
(min)
Vertical
5,11
2,26
157
Horizontal
5,13
1,97
98
Lateral
5,11
3,26
149
(a)
Tabla 3. Comparación de impresión simultánea de
piezas en un ciclo para las diferentes orientaciones.
ABS P400R
tfabricación
Orientación Piezas/Ciclo
(cm3)
(min)
Vertical
24
54,27
3783
Horizontal
12
23,60
1178
Lateral
18
58,70
2692
(b)
(c)
Figura 5. Imágenes representativas de la variación de
espaciamiento de filamentos en el contorno y el
tramado: (a) igual espaciamiento (0,04064 cm); (b)
0,09652 cm en contorno y 0,04064 cm en tramado y (c)
igual espaciamiento (0,09652 cm).
Todos los resultados mostrados fueron conseguidos con
los parámetros de proceso de boquilla tamaño 10 y anchos
de contorno y trama de 0,04064 cm. A continuación se
muestran los resultados obtenidos de variar estos
parámetros, considerando su influencia en la cantidad de
material utilizado, tanto de la pieza como del soporte, y el
tiempo de fabricación. De la Tabla 4 se observa que la
mayor influencia de la variación de estos parámetros ocurre
sobre el tiempo de fabricación, siendo el caso de que a
mayor tamaño de boquilla o espaciamiento entre los
filamentos, la construcción de la pieza se completa más
rápido, y esto se debe a que la máquina hace menos
recorridos para completar una capa de la pieza, pero
contrariamente, aumenta la cantidad de material utilizado,
con lo cual se debe buscar la combinación ideal de
condiciones para lograr equilibrio entre estos aspectos.
En la Figura 5 se observan imágenes representativas de
la deposición de filamentos con la variación de parámetros
de espaciamiento en el contorno y el tramado. En la Figura
5(a) se muestra el caso de igual espaciamiento, con un
valor de 0,04064 cm; en la Figura 5(b) se observa la capa
con contorno de 0,09652 cm y tramado de 0,04064 y,
finalmente, en la Figura 5(c) se muestra el mayor
espaciamiento para ambos casos, con el valor de 0,09652
cm. Todas estas condiciones están representadas con el
tamaño de boquilla 16 y una orientación horizontal.
El estilo de deposición de los filamentos también fue un
factor evaluado. Además de las diferencias gráficas
mostradas en la Figura 3, se observó que con el método
contorneado la cantidad de material utilizada es similar que
con el combinado pero el tiempo de fabricación es mayor,
con lo cual se considerará un estilo de deposición menos
eficiente. En la
Tabla 5 se observan estos resultados, los cuales fueron
obtenidos considerando un tamaño de boquilla 10 y un
espaciamiento entre filamentos de 0,04064 cm.
Tabla 5. Influencia del método de deposición del
filamento en el proceso de fabricación del cartílago
auricular mediante FDM.
Deposición
ABS P400 ABS P400R
tfabricación
de filamento
(cm3)
(cm3)
(min)
Combinado
5,11
2,26
157
Contorneado
5,23
2,21
175
Finalmente, se evaluó el cambio en el ángulo de
deposición, el cual se define como el ángulo formado entre
el filamento en la primera capa y el eje “x” del sistema de
referencia de la máquina. Se realizaron simulaciones
utilizando ángulos de 0° y 90°, cuyas imágenes se observan
en la Figura 6. Esta variación no tuvo influencia en ningún
aspecto involucrado en el proceso de fabricación.
8
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
ocurre con el estilo de deposición, donde se obtuvo que la
técnica combinada de contorneado y tramado es más
eficiente que únicamente contorneado. Por otro lado, se
pudo verificar que es posible cambiar el ángulo de
deposición del filamento, pero esto no afecta directamente
en los parámetros de fabricación como cantidad de material
usado ni tiempo de procesamiento.
La modificación de los parámetros de proceso influye
directamente en las propiedades de la pieza final. Si se
desea una pieza cuya función sea lograr osteointegración
con los tejidos humanos, la porosidad es un aspecto
importante. La resistencia mecánica juega un rol
secundario en implantes de microtia, cuyas solicitaciones
de carga son bajas.
(a)
REFERENCIAS
(b)
Figura 6. Cambio en el ángulo de deposición del
filamento: (a) 0° y (b) 90° respecto al eje "x" de la
máquina.
[1] What
is
microtia?,
disponible
en:
http://www.microtia.us.com/. Fecha de consulta: Junio
de 2013.
[2] Morovic C (2000): Reconstrucción Auricular en
Microtia, Revista Otorrinolaringología y Cirugía de
Cabeza y Cuello, 60:23-30.
[3] Zein I, Hutmacher D, Tan K y Teoh S (2002): Fused
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tissue engineering applications, Biomaterials, 23:11691185.
[4] Subburaj K, Nair C, Rajesh S, Meshram S.M, Ravi B
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using CAD and rapid prototyping technologies,
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[5] Termoplásticos
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disponible
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http://www.stratasys.com/es/materiales/material-safetydata-sheets/fdm. Fecha de consulta: diciembre 2014.
[6] Ciurana J, Serenó L, Vallès È (2013): Selecting process
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for PLA scaffolds manufacture, Procedia CIRP, 5:152157.
[7] Sobral J, Caridade S, Sousa R, Mano J, Reis R (2011):
Three-dimensional plotted scaffolds with controlled
pore size gradients: Effect of scaffold geometry on
mechanical performance and cell seeding efficiency,
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[8] Chen Z, Li D, Lu B, Tang Y, Sun M, Xu S (2005):
Fabrication of osteo-structure analogous scaffolds via
fused deposition modeling, Scripta Materialia, 52:157161.
[9] Nayyer L, Birchall M, Seifalian A, Jell G (2014):
Design and development of nanocomposite scaffolds
for
auricular
reconstruction,
Nanomedicine:
Nanotechnology, Biology and Medicine, 10:235-246.
Las condiciones de proceso pueden repercutir en las
propiedades finales de la pieza como la porosidad y la
resistencia mecánica, por lo que definir los parámetros de
proceso en FDM es de gran importancia para lograr
resultados óptimos [6]. Al disminuir el espaciamiento entre
filamentos se pueden obtener piezas muy sólidas y densas
con
porosidad
reducida,
cuya
propiedad
de
osteointegración se vería limitada pero, la resistencia
mecánica se puede incrementar; sin embargo, debido a las
pocas solicitaciones de cargas que recibiría este tipo de
piezas, el requerimiento no es tan crítico como la porosidad
[7],[8]. Adicionalmente, la apariencia física juega un papel
menos importante ya que este dispositivo estaría diseñado
para ser un implante interno, que irá recubierto con la piel
del paciente, pero se debe cuidar que la superficie no tenga
irregularidades importantes y mantengan la estética del
paciente [9]. La investigación en el área debe seguir
extendiéndose para ofrecer mayores alternativas a la
solución de este tipo de patologías médicas.
CONCLUSIONES
La fabricación de implantes de microtia es posible
mediante la técnica de FDM, cuyos parámetros de proceso
pueden ser previamente evaluados utilizando el simulador
de proceso. Gracias a ello fue posible determinar que de las
tres orientaciones posibles en las cuales puede realizarse la
fabricación de la pieza, la horizontal resultó ser la más
eficiente debido al menor consumo de material soporte y
menor tiempo de procesamiento. Adicionalmente, se
observó que a mayor tamaño de boquilla o de
espaciamiento entre filamentos el tiempo de fabricación se
reduce; sin embargo, se debe considerar que la cantidad de
material usado puede aumentar y esto conllevaría a
aumentos en los costos de producción. De manera similar
9
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
EFECTOS DE LA ASIGNACIÓN DE PROPIEDADES MECÁNICAS
HETEROGÉNEAS EN MODELOS DE MAXILAR SUPERIOR CON
IMPLANTES CIGOMÁTICOS.
G. Díaz1, A. Lammardo1, C. Muller-Karger1
1
Universidad Simón Bolívar, Grupo de Biomecánica.
e-mail: [email protected]
RESUMEN
La utilización de implantes cigomáticos es una medida recomendada para corregir lesiones del maxilar superior. Para
evaluar estos implantes se usan modelos computacionales. Este trabajo determinó el efecto de la asignación de propiedades
heterogéneas al hueso cigomático en los esfuerzos, desplazamientos y deformaciones comparando con modelos
equivalentes con propiedades homogéneas estudiando dos configuraciones: cigomático intrasinusal (IS) y maxilar dentado
(MD). Los modelos se reconstruyeron partiendo de imágenes de tomografía axial computarizada (TAC) y los implantes
utilizados fueron creados en un trabajo previo según especificaciones comerciales. Se hallaron los efectos de las cargas
sobre ambas configuraciones (fuerzas por masticación y fuerza muscular). Los resultados fueron obtenidos mediante el
método de elementos finitos (MEF) y muestran que con los implantes cigomáticos disminuyen los esfuerzos en el hueso
respecto al modelo MD, presentando valores similares para ambos casos (homogéneo y heterogéneo) pero si se produce una
diferencia significativa en los desplazamientos y deformaciones.
Palabras Clave: Implantes Cigomáticos, Propiedades Heterogéneas, Método de Elementos Finitos, Análisis de esfuerzos.
intrasinusalmente tal como se señala en los trabajos previos
de Ishak et al. [3] y Stella, Warner [4].
INTRODUCCIÓN
El tratamiento convencional utilizado para corregir de la
pérdida de dentadura en el maxilar superior se basa en la
colocación de dentaduras protésicas completas que
recuperen la estética, la funcionalidad y la comodidad del
paciente. Sin embargo, se ha detectado que esta solución
no es capaz de estimular correctamente el hueso por lo que
típicamente se produce pérdida de masa ósea y se ha
registrado que un número no despreciable de los afectados
reportan cierto grado de incomodidad en el uso de estos
dispositivos. La colocación de implantes cigomáticos fue
propuesta en 1988 por Brånemark System como una
alternativa para el tratamiento de estas afecciones [1].
En Venezuela, el número de lesiones del maxilar superior
ha aumentado como consecuencia de la criminalidad y del
incremento de accidentes de tránsito, es por esto que resulta
relevante estudiar el desempeño de los implantes
cigomáticos y, particularmente con este trabajo, evaluar el
impacto de incorporar propiedades heterogéneas a la
simulación. A través del método de elementos finitos
(MEF), diversos investigadores, como Wang et al. [2], han
podido evaluar los esfuerzos que se generan a partir de las
cargas de masticación. En este artículo, utilizando el MEF,
se presenta la comparación entre el caso de control (modelo
dentado) y el hueso con un implante colocado
METODOLOGÍA
Se creó el modelo anatómico de la mitad derecha del
maxilar superior utilizando Mimics 15.0®; programa
diseñado para generar modelos 3D a partir de imágenes de
tomografía axial computarizada (TAC). En este caso se
mantuvo extremo cuidado en la selección de los pixeles
para asegurar una correcta asignación de propiedades
heterogéneas. Los modelos de implantes, previamente
desarrollados por Valera et al [1], fueron posteriormente
importados en archivos .stl al programa donde se ubicaron
dentro del hueso siguiendo las pautas de colocación
utilizadas en los trabajos de Ishak et al. [3] y Ujigawa et al.
[5]. Luego, ambos componentes se trasladaron al software
3-matic 7.01®, programa especializado en el mallado de
objetos de origen anatómico, para ensamblarlos utilizando
la herramienta “Non-manifold assembly”, lo cual garantiza
la congruencia de nodos entre las mallas de ambos
componentes. Se elaboraron mallas volumétricas de cada
configuración tanto con propiedades homogéneas como
heterogéneas, estas últimas, fueron calculadas por Mimics
15.0® a partir de los valores de grises de cada pixel de las
imágenes DICOM.
10
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Para las simulaciones se decidió utilizar ANSYS 14®. Se
realizó un análisis de convergencia variando el tamaño de
elemento desde 6mm hasta 2mm con elementos
tetraedrales de 10 nodos y tres grados de libertad,
SOLID187. Las propiedades homogéneas asignadas al
maxilar superior (hueso cortical) y a los implantes (titanio)
corresponden a los valores utilizados por Valera et al [1].
Para todos los modelos, las zonas superior y posterior de la
sección de cráneo fueron restringidas en todas las
direcciones. También, se estableció condición de simetría
en el corte realizado en el plano sagital. Las cargas
fisiológicas a las que se encuentra sometido el hueso
cigomático fueron modeladas colocando las fuerzas
correspondientes a la función de masticación y a la de la
acción del musculo masetero. Tomando como referencia la
simulación realizada por Ishak et al [3] se asignó una
magnitud de 300 N a la fuerza muscular en el área de
inserción del músculo con componentes de: 62,1N en x,
265,2N en y, y -125,7N en z. En la zona inferior del
maxilar, donde se coloca la cabeza del implante, se aplicó
una carga distribuida de oclusión con un valor de 600 N en
la dirección vertical (eje z) representativa de las cuatro
fuerzas de 150N que se producen en la dentadura al
masticar y que fueron aplicadas en el modelo dentado. En
la Figura 1 se muestran las cargas y restricciones aplicadas
a todos los modelos estudiados.
Figura 2. Comparación entre una imagen de TAC y el
corte correspondiente en el modelo. Grafico de
densidades
De las distribuciones de esfuerzos, desplazamientos y
deformaciones se construyeron tres curvas de convergencia
por configuración para estudiar los efectos de las
propiedades mecánicas en el proceso y determinar los
valores para los tamaños de elemento óptimos, que se
seleccionaron considerando un error entre ellos menor al
5%. El tamaño del elemento óptimo para modelo de
maxilar dentado (MD) fue de 4mm y para el modelo con
implante cigomático intrasinusal (IS) de 3,5mm. Los
valores de esfuerzo máximo cambiaron 1,52% para el MD
y 1,31% para el IS al variar las propiedades (Figura 3), sin
embargo, los desplazamientos y deformaciones exhibieron
una variación mucho mayor. Para los desplazamientos
máximos las diferencias para el MD y el IS fueron de
44,95% y 45,61% respectivamente (Figura 4). Para las
deformaciones máximas en el caso de MD la variación fue
de 40,15% y para IS de 47,85% (Figura 5). Además, al
comparar los modelos MD e IS, los picos de esfuerzo,
desplazamiento y deformación cambiaron 7,81% , 9,06% y
7,56% respectivamente cuando las propiedades asignadas
fueron homogéneas y 8,01%, 7,96% y 6,09% cuando estas
fueron heterogéneas calculadas por Mimics 15.0®. Sin
embargo, cabe destacar que los valores absolutos de los
desplazamientos así como las deformaciones son muy
pequeños y están en el rango apropiado para el modelo que
se está representando.
Esfuerzoequivalente de
von Mises [MPa]
Homogéneo
Figura 1.Cargas y restricciones aplicadas al modelo.
RESULTADOS
Con la finalidad de comprobar que la asignación de
propiedades heterogéneas se ha hecho correctamente se
realizaron cortes a los modelos para comparar los patrones
de densidad con los rasgos que se pueden apreciar en las
imágenes de TAC, como puede apreciarse en la Figura 2.
Heterogéneo
78
73
68
Maxilar dentado Intrasinusal
Configuraciones analizadas
Figura 3. Esfuerzos Equivalentes de Von Misses para
cada configuración estudiada.
11
Desplazamiento
Total [mm]
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
0,2
Homogéneo
Heterogéneo
0,1
0
Maxilar dentado Intrasinusal
Configuraciones analizadas
Deformación
equivalente de von
Mises [mm/mm]
Figura 4. Desplazamientos máximos para cada
configuración estudiada.
0,015
Homogéneo
Heterogéneo
Figura 8. Distribución de deformaciones en MD
heterogéneo.
0,01
Para el modelo IS, las distribuciones obtenidas para el
análisis heterogéneo se muestran en las Figuras 9, 10 y 11.
Las ubicaciones de los valores máximos son válidas
también para el modelo homogéneo.
0,005
0
Maxilar dentado Intrasinusal
Configuraciones analizadas
Figura 5. Deformaciones máximas para cada
configuración estudiada.
En las Figuras 6,7 y 8 se muestra donde se producen los
máximos. La asignación de propiedades no cambió la
ubicación.
Figura 9. Distribución de esfuerzos en IS heterogéneo.
Figura 10. Distribución de desplazamientos en IS
heterogéneo.
Figura 6. Distribución de esfuerzos en MD heterogéneo.
Figura 11. Distribución de deformaciones en IS
heterogéneo.
Figura 7. Distribución de desplazamientos en MD
heterogéneo.
12
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
También resulta conveniente representar las distribuciones
de esfuerzos, desplazamientos y deformaciones en el
implante intrasinusal para verificar que este no falla al ser
sometido a las cargas descritas. Los esfuerzos y
deformaciones más grandes se producen en la zona media
del dispositivo (Figuras 12 y 13), resultado que coincide en
otros estudios consultados. La variación en los esfuerzos y
deformaciones máximos en el implante al cambiar las
propiedades del hueso fue de 0,36% (esfuerzo máximo) y
de 2,28% (deformación máxima). El esfuerzo máximo
registrado en el implante fue de 37,67MPa, muy por debajo
del límite de fluencia del material de 758MPa [6], [7] por
lo que efectivamente la integridad del dispositivo no se ve
comprometida.
máximas. Los efectos de la asignación de propiedades en
los valores máximos de esfuerzo son pequeños pero las
magnitudes máximas de los desplazamientos y
deformaciones si varían de forma considerable cuando se
cambian las propiedades mecánicas de la malla. Esto
sugiere que asignar densidades y módulos de elasticidad
verdaderamente representativos de la estructura del hueso
podría ser importante cuando se requiere estudiar la
deformación del modelo. Es necesario resaltar que si bien
son magnitudes pequeñas, estas pueden influir en el
comportamiento del tejido óseo. El esfuerzo máximo y la
deformación máxima en el implante no cambiaron
significativamente al variar las propiedades de IS, esto
permite concluir que la influencia de la asignación de
propiedades heterogéneas en las distribuciones de esfuerzo,
desplazamiento y deformación es poco relevante.
REFERENCIAS
[1] Valera J. et al (2014): Comparación del análisis de
esfuerzos de tres modelos de implante cigomáticos a través
de elementos finitos, Ingeniería y ciencias aplicadas:
Modelos matemáticos y computacionales, pp BSB109BSB114.
[2] Wang M. et al (2001): Biomechanical threedimensional finite element analysis of prostheses retained
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[3] Ishak M. et al (2012): Finite element analysis of
different surgical approaches in various occlusal loading
locations for zygomatic implant placement for the
treatment of atrophic maxillae. International Journal of
Oral & Maxillofacial Surgery, vol. 41, pp. 1077-1089.
[4] Stella J, Warner M. (1999): Sinus slot technique for
simplification and improved orientation of zygomaticus
dental implants: a technical note. International Journal of
Oral & Maxillofacial Surgery, vol. 15, pp. 889-893.
[5] Ujigawa K. et al (2007). Three dimensional finite
element analysis of zygomatic implants in craniofacial
structures. The International Journal of Oral &
Maxillofacial Implants, vol. 36, pp. 620-625.
[6] ASM International Handbook Committee (1992): ASM
Handbook Volume 2: Properties and Selection: Nonferrous
Alloys and Special-Purpose Materials, pp 1894
[7] Niinomi M. (1998): Mechanical properties of
biomedical titanium alloys. Material Science and
Engineering A243, pp 231-236.
Figura 12. Distribución de esfuerzos en implante en el
modelo IS heterogéneo.
Figura 13. Distribución de deformaciones en implante
en el modelo IS heterogéneo.
CONCLUSIONES
Los resultados obtenidos parecen indicar que la
colocación del implante intrasinusal provoca una
disminución en el esfuerzo máximo en el modelo, esta
observación concuerda con lo encontrado por Valera et al
[1] e Ishak et al [3], los máximos de desplazamientos
resultaron siempre mayores en MD, por el contrario no se
observó una tendencia clara para las deformaciones
13
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
ANÁLISIS PRELIMINAR DE DESEMPEÑO
DE PRÓTESIS POLICÉNTRICA DE RODILLA
Belkys T. Amador 1,2, Carmen M. Müller-Karger 1, Rafael R. Torrealba 1
1
2
Grupo de Biomecánica, Universidad Simón Bolívar
Laboratorio de Prototipos, Universidad Nacional Experimental del Táchira
e-mail: [email protected]
RESUMEN
Las necesidades de un grupo de pacientes venezolanos con amputación transfemoral orientaron el desarrollo de una prótesis
mecánica de rodilla con articulación policéntrica de cuatro barras, la cual fue dimensionada cinemática y estructuralmente,
antes de ser manufacturada y posteriormente probada en dos pacientes con amputación unilateral. El objetivo del presente
trabajo es mostrar los resultados obtenidos en el análisis preliminar de desempeño (pruebas con simulador de prótesis, libres
y análisis biomecánico de marcha). Se verificó la estabilidad estructural del dispositivo durante la marcha, así como su
correcta flexo-extensión. Los estudios biomecánicos de marcha permitieron comparar la cinemática y cinética de ambas
piernas con las curvas de referencia de personas sin patologías en miembros inferiores, encontrando que los resultados
obtenidos se ajustan a lo referenciado en la literatura. El desempeño de la prótesis desarrollada en la Universidad Simón
Bolívar (USB) fue comparable con el de la prótesis Otto Bock 3R20.
Palabras Clave: Prótesis de rodilla, Mecanismo de cuatro barras, Análisis biomecánico de la marcha.
INTRODUCCIÓN
(B)
(A)
Este trabajo forma parte del proyecto de desarrollo de
una prótesis externa de rodilla liderado por el Grupo de
Biomecánica de la USB. Para generar las especificaciones
para el diseño conceptual de la prótesis se estudiaron las
necesidades de un grupo de pacientes venezolanos con
amputación transfemoral, en base a lo cual se decidió
desarrollar una prótesis mecánica de rodilla con
articulación policéntrica de cuatro barras. En el diseño de
detalle se abordó el dimensionamiento cinemático del
mecanismo [1], el dimensionamiento estructural de la
prótesis [2] y el diseño del mecanismo de asistencia a la
extensión; la figura 1 muestra la prótesis definitiva. El
dimensionamiento cinemático se basó en el análisis de
estabilidad del mecanismo [3], donde, de la localización del
centro instantáneo de rotación (CIR) en relación a la fuerza
de reacción del piso durante el contacto, se verificó la
estabilidad o flexión voluntaria de la prótesis. Para el
dimensionamiento estructural se empleó el Método de
Elementos Finitos (MEF) y se estudiaron cuatro estados de
carga, dos de ellos señalados en la norma ISO 10328 [4].
Luego del dimensionamiento de los componentes de la
rodilla, se fabricó la prótesis y se ensambló como se
muestra en la figura 2. En el presente trabajo se presentan
las pruebas preliminares para ajuste de la prótesis y las
pruebas de desempeño, incluyendo el análisis biomecánico
de la marcha, en dos pacientes con amputación
transfemoral unilateral.
Mecanismo
de cuatro
barras
Figura 1. Prótesis de rodilla: (A) dimensionamiento
cinemático, (B) dimensionamiento estructural
A
B
C
Figura 2. Prótesis de rodilla: (A) sin mecanismo de
extensión, (B) con mecanismo de extensión, (C) con
componentes para amputado transfemoral
14
Este trabajo fue financiado por el Proyecto PEI No. 2147 del Fondo Nacional de Ciencia, Innovación y Tecnología FONACIT
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
miembros inferiores a lo largo del ciclo de marcha de dos
pacientes con amputación transfemoral unilateral (descritos
en la Tabla I) empleando la prótesis USB, se realizaron
(durante cuatro horas) estudios biomecánicos de la marcha
en el Centro de Análisis de Movimiento de la Universidad
Simón Bolívar (CAM-USB). Para las pruebas se emplearon
marcadores reflectivos colocados en los pacientes
utilizando el protocolo de Helen Hayes [5], las capturas
fueron realizadas a una frecuencia de muestreo de 100 cps
y se procesaron utilizando el software Cortex (MotionAnalysis). Las pruebas incluyeron múltiples repeticiones
del recorrido establecido para el estudio; el tiempo de
adaptación de los pacientes con la prótesis fue de una hora,
previa a las pruebas, y la marcha fue a una velocidad autoseleccionada. En las figuras 5A y 5B se muestran los
pacientes (usando la prótesis USB) con los marcadores
reflectivos colocados, y en la 5C, parte del área de trabajo
del CAM-USB.
METODOLOGÍA
Prueba con simulador de prótesis. Una vez ensamblada
la prótesis de rodilla, ésta fue probada para verificar el
funcionamiento del mecanismo policéntrico; en especial su
comportamiento en balanceo hacia la extensión completa
antes de iniciar la siguiente zancada. La prueba se realizó
antes de colocar el mecanismo de asistencia a la extensión
utilizando un simulador que tiene a disposición uno de los
co-autores, tal como se muestra en la figura 3. El simulador
es un encaje especial que permite usar la prótesis por una
persona no-amputada, donde la pierna queda flexionada a
90°, utilizando igualmente un tubo adaptador y un pie
protésico (ver figura 3). La prueba fue llevada a cabo
caminando sobre una máquina caminadora a diferentes
velocidades.
Figura 4. Colocación y alineación de la prótesis en el
paciente 1
Figura 3. Prueba de la prótesis utilizando un simulador
de prótesis y una máquina caminadora
A
Prueba en paciente con amputación transfemoral. La
prótesis fue probada en el paciente 1 (descrito en la Tabla
I), con amputación unilateral. Las pruebas fueron
ejecutadas durante cuatro horas en las instalaciones de
Biotecpro C.A. bajo la supervisión del CPO Fernando
Carvalho, quien realizó el montaje de la prótesis y las
alineaciones estática y dinámica; en la figura 4 se observa
la colocación y ajustes en la alineación de la prótesis en el
paciente. Las pruebas se llevaron a cabo inicialmente en las
barras paralelas y luego en los pasillos, el objetivo fue
verificar el funcionamiento general de la prótesis y conocer
la opinión del paciente y del protesista.
B
C
Figura 5. (A) Paciente 1 con prótesis USB, (B) Paciente
2 con prótesis USB, (C) CAM-USB
Análisis comparativo del desempeño de la prótesis USB
respecto a la prótesis Otto Bock 3R20.
Con el objetivo de conocer de manera preliminar el
desempeño de la prótesis USB en relación a otras prótesis,
y aprovechando la disponibilidad de algunas prótesis
comerciales, se procedió a realizar el estudio comparativo
de desempeño. Para el paciente 1 la prótesis de rodilla de
uso diario es la Otto Bock 3R80 (prótesis monocéntrica con
sistema hidráulico), aunque también utiliza la prótesis Otto
Bock 3R78 (prótesis policéntrica de cuatro barras con
control neumático de la fase de impulsión). La prótesis de
uso diario del paciente 2 es la prótesis Otto Bock 3R20,
prótesis que al igual que la de la USB, es mecánica
Tabla I. Pacientes con amputación transfemoral
Sexo masculino, 23 años, 85 kg, 173.5 cm
de estatura, 6 años usando prótesis
Paciente 2 Sexo masculino, 21 años, 79 kg, 171 cm de
estatura, 18 meses usando prótesis
Paciente 1
Estudio biomecánico de la marcha de pacientes con
amputación transfemoral empleando la prótesis USB.
Con el objeto de conocer la cinemática en el plano sagital
(flexo/extensión de cadera, rodilla y tobillo), y la cinética
(momento y potencia de cadera, rodilla y tobillo) de ambos
15
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
utilizando la prótesis USB (figura 7 y tabla II), se puede
aseverar que tanto la cinemática como la cinética de la
pierna protésica siguen en general el patrón de las curvas
de referencia de personas sin patologías en sus miembros
inferiores (franja gris). La flexión de rodilla alcanzada por
la pierna protésica en la fase de balanceo es cercana a la
normal, y la flexión para la fase de apoyo (de 0 a 50% del
ciclo de marcha) es aproximadamente 0°, lo cual es
cónsono con lo encontrado por otros autores en la marcha
de amputados transfemorales [6]. En la pierna protésica,
luego de la fase de apoyo (60% del ciclo de marcha) no
ocurre flexión plantar, el ángulo de rotación del tobillo
vuelve a 0º y prácticamente se mantiene así durante todo el
balanceo, coincidiendo este resultado con lo obtenido por
[7]. La cinemática de la pierna sana tiene un
comportamiento semejante a las curvas de referencia de
personas sin patologías en sus miembros inferiores, sin
embargo se observa una importante actividad
compensatoria en cuanto a la cinética de rodilla y cadera;
esto coincide con lo señalado por [8] y los resultados
obtenidos por [9]. Durante el ciclo de marcha la duración
de la fase de apoyo de la pierna sana fue mayor que la de la
pierna protésica, debido a la confianza natural que siente el
paciente en la primera, por lo cual la mantiene más tiempo
en contacto con el piso. Resultados similares fueron
obtenidos en el paciente 2.
policéntrica de cuatro barras, e integra un resorte de
compresión para asistencia a la extensión. Las
características de la prótesis Otto Bock 3R20 la hacen
directamente comparable con la prótesis USB. Se procedió
a realizar el estudio biomecánico de marcha con el paciente
1 empleando la prótesis Otto Bock 3R78 y la Otto Bock
3R80 (resultados no incluidos por razones de espacio), y
con el paciente 2 empleando la prótesis Otto Bock 3R20. Se
comparó la cinemática (en el plano sagital), la cinética de
cadera, rodilla y tobillo, y las variables espacio-temporales
para ambas piernas de cada paciente con las prótesis
señaladas y la prótesis USB.
RESULTADOS
Prueba con simulador de prótesis. Los resultados
mostraron la estabilidad estructural de la prótesis. Sin
embargo, durante las pruebas a baja velocidad la prótesis
no extendía completamente al final de la fase de balanceo,
haciendo difícil el adecuado contacto de talón para iniciar
la siguiente zancada; en la figura 3 se muestra la flexión de
la prótesis durante el contacto inicial. Lo anterior mostró la
necesidad de instalar en la prótesis el mecanismo de
asistencia a la extensión, lo cual se realizó para la siguiente
fase de pruebas; además se corrigió un roce detectado entre
algunos eslabones.
Flexo/Extensión
de Cadera
Hip Flex/Extension
Flexo/Extensión
de Rodilla
Knee Flex/Extension
Dorsi/Plantar de Tobillo
Momento
de Cadera
Hip Moment
Momento de Rodilla
Momento de Tobillo
Potencia de Cadera
Potencia de Rodilla
Potencia de Tobillo
Ciclo de Marcha [%]
Ciclo de Marcha [%]
Ciclo de Marcha [%]
Potencia [W]
Momento [N.m]
Angulo [°]
Prueba preliminar en paciente con amputación
transfemoral. El paciente 1 inició la marcha en las barras
paralelas y luego de varios recorridos consideró seguro
emprender la marcha libre en los pasillos de Biotecpro
realizando distintas pruebas a la prótesis: marcha hacia
adelante, descarga del peso corporal en la prótesis,
desplazamiento lateral con flexión de la rodilla protésica,
desplazamiento lateral sin flexión, desplazamiento hacia
atrás, y máxima flexión durante el movimiento de péndulo
(ver figura 6). Los resultados obtenidos a través de la
opinión del paciente y del análisis observacional del
protesista y de los autores incluyeron: estabilidad
estructural de la prótesis durante la marcha normal, marcha
hacia atrás y desplazamientos laterales; flexión correcta
durante la marcha y la sedestación; extensión correcta
luego del balanceo.
Figura 7. Paciente 1: cinemática y cinética con prótesis
USB, piernas sana (línea continua) y protésica (línea a
trazos)
Análisis comparativo del desempeño de la prótesis USB
respecto a la prótesis Otto Bock 3R20. Analizando la
cinemática y cinética de cadera, rodilla y tobillo, y las
variables espacio-temporales del paciente 2 utilizando las
prótesis USB y Otto Bock 3R20 (figuras 8 y 9, y tabla III),
se puede afirmar que la cinemática y cinética de ambas
piernas, sana y protésica, al usar las dos prótesis es muy
similar, existiendo solapamiento en la mayoría de las
curvas, incluso en la actividad compensatoria realizada por
la pierna sana, la cual se observa en la importante variación
de la cinética de rodilla y cadera (respecto a la referencia).
Figura 6. Paciente 1, pruebas de la prótesis USB
Estudio biomecánico de la marcha de pacientes con
amputación transfemoral empleando la prótesis USB.
Al revisar la cinemática y cinética de cadera, rodilla y
tobillo y las variables espacio-temporales del paciente 1
16
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Al emplear la prótesis USB, la longitud de zancada (de las
piernas sana y protésica) y la cadencia son 4.8 y 13.3%
mayores respectivamente (producto de lo cual la velocidad
es 12.4% mayor), con relación a la prótesis Otto Bock 3R20
(tabla III). El porcentaje de apoyo de la pierna protésica al
emplear la prótesis USB es ligeramente mayor que con la
prótesis 3R20, mientras que el porcentaje de apoyo de la
pierna sana es ligeramente menor; de esto se concluye un
buen desempeño de la prótesis, el cual se ve reflejado en
una disminución de la asimetría característica entre la
pierna sana y protésica en pacientes con amputación.
marcha y la sedestación. Los resultados del estudio
biomecánico de marcha en los dos pacientes empleando la
prótesis USB, mostraron que tanto la cinemática como la
cinética de las piernas sana y protésica se ajustan a lo
referenciado en la literatura. El desempeño cinemático y
cinético de la prótesis USB fue comparable con el de la
prótesis Otto Bock 3R20; más aún, la velocidad empleando
la prótesis USB fue un poco mayor que con la última,
además de apreciarse una disminución de la asimetría
característica de la marcha en pacientes con amputación.
TablaIII. Paciente 2: Variables espacio-temporales
usando las prótesis USB y Otto Bock 3R20
Tabla II. Paciente 1: Variables espacio-temporales
Prótesis USB
Velocidad
Long. zanc.
Cadencia
%
Velocidad
Long. zanc.
Cadencia
%
Pierna
(m/s)
(m)
(pasos/min)
apoyo
Prótesis USB
Pierna
(m/s)
(m)
(pasos/min)
apoyo
Sana
1.24
1.38
110.8
67.3
Sana
1.09
1.30
104.2
69.9
Protésica
1.24
1.37
110.8
56.1
Protésica
1.09
1.31
104.2
54.7
Prótesis 3R20
Flexo/Extensión
de Rodilla
Knee Flex/Extension
Momento de Rodilla
Long. zanc.
Cadencia
%
(m/s)
(m)
(pasos/min)
apoyo
Sana
0.97
1.24
92.0
71.2
Protésica
0.97
1.25
92.0
53.3
Momento de Tobillo
Momento [N.m]
Momento
de Cadera
Hip Moment
Velocidad
Pierna
Dorsi/Plantar de Tobillo
Angulo [°]
Flexo/Extensión
de Cadera
Hip Flex/Extension
REFERENCIAS
Potencia de Rodilla
Potencia de Tobillo
Ciclo de Marcha [%]
Ciclo de Marcha [%]
Ciclo de Marcha [%]
[1] Amador, B., Torrealba, R. R., Rojas, M., Cappelletto, J.
y Müller-Karger, C. M. (2012): Metodología para
dimensionamiento de mecanismo policéntrico de rodilla
utilizando análisis de marcha y algoritmos genéticos,
Revista Ingeniería Biomédica, 6 (11), pp 30-45.
[2] Amador, B., Torrealba, R. R., Müller-Karger, C. M.
(2014): Rectificación estructural en el diseño de prótesis
policéntrica de rodilla utilizando elementos finito,
Ingeniería y Ciencias Aplicadas: Modelos Matemáticos y
Computacionales, pp BSB-1 – BSB-6.
[3] Radcliffe, C. W. (1994): Four-bar linkage prosthetic
knee mechanisms: kinematics, alignment and prescription
criteria, Prosthetics and Orthotics, 18: pp 159-173.
[4] ISO 10328 (2006): Prosthetics – Structural testing of
lower-limb prostheses – Requirements and test methods.
[5] CORTEX® (1.1) (2008): User´s Manual, Motion
Analysis.
[6] Whittle, M. (2007): Gait Analysis: an Introduction,
fourth edition, USA: Butterworth Heinemann Elsevier.
[7] Benavides, C. y Torres, A. (2009): Análisis de
biomecánica digital en marcha protésica de paciente con
amputación por encima de rodilla, NOVA Publicación en
Ciencias Biomédicas, 7(11), pp 113-118.
[8] Sánchez, J., Prat, J., Hoyos, J., Viosca, E., Soler, C.,
Comín, M., Lafuente, R., Cortés, A. y Vera, P. (2005):
Biomecánica de la marcha humana normal y patológica,
Valencia, España: Instituto de Biomecánica de Valencia.
[9] Farahmand, F., Rezaeian, T., Narimani, R. y Hejazi
Dinan, P. (2006): Kinematic and dynamic analysis of the
gait cycle of above-knee amputees, Scientia Iranica, Sharif
University of Technology, 13 (3), pp 261-271.
Potencia [W]
Potencia de Cadera
Figura 8. Paciente 2: cinemática y cinética pierna sana,
prótesis USB (línea continua) y 3R20 (línea a trazos)
Flexo/Extensión
de Rodilla
Knee Flex/Extension
Dorsi/Plantar de Tobillo
Momento de Cadera
Momento de Rodilla
Momento de Tobillo
Potencia de Cadera
Potencia de Rodilla
Potencia de Tobillo
Ciclo de Marcha [%]
Ciclo de Marcha [%]
Ciclo de Marcha [%]
Potencia [W]
Momento [N.m]
Angulo [°]
Flexo/Extensión
de Cadera
Hip Flex/Extension
Figura 9. Paciente 2: cinemática y cinética pierna
protésica, prótesis USB (línea continua) y 3R20 (línea a
trazos)
CONCLUSIONES
A través del análisis observacional fue posible verificar la
estabilidad estructural del dispositivo durante las pruebas
libres, así como la flexo-extensión correcta durante la
17
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
DISEÑO DE ACTUADOR HIDRÁULICO LINEAL DE RESPUESTA
MODULABLE PARA PRÓTESIS INTELIGENTE DE RODILLA
J. E. Escalona1,2, R. R. Torrealba1,2
1
2
Grupo de Mecatrónica, Universidad Simón Bolívar
Grupo de Biomecánica, Universidad Simón Bolívar
e-mail: [email protected]
RESUMEN
Las prótesis inteligentes de rodilla utilizan diferentes tecnologías a nivel de actuadores para modular su respuesta. En
particular, muchas de éstas emplean sistemas hidráulicos con actuadores lineales, debido a los beneficios que ofrece el uso
de un fluido incompresible para modular la respuesta de una articulación básicamente disipativa como la rodilla, en
términos de eficiencia, ajustabilidad y velocidad de respuesta. Estos sistemas van embebidos en la prótesis y ajustan
electrónicamente la flexión o extensión de rodilla según los requerimientos de la marcha a través de válvulas de control. En
este trabajo, utilizando las variables cinemáticas y dinámicas que permiten caracterizar el ciclo de marcha, se diseñó un
actuador hidráulico para la prótesis inteligente desarrollada por el Grupo de Mecatrónica de la Universidad Simón Bolívar
(GM-USB), que emplea actualmente tecnología reo-magnética en su mecanismo de actuación. Mediante el análisis de
esfuerzos se comprobó que un actuador hidráulico con menor peso y volumen soporta las cargas generadas durante el ciclo
de marcha, y además se observó que con un control adecuado se podría obtener un mejor desempeño del ángulo de flexoextensión de la rodilla, en comparación a la respuesta lograda hasta ahora con el actuador reo-magnético.
Palabras Clave: Prótesis inteligente, Actuador hidráulico, Ciclo de marcha, Válvulas de control.
posición de extensión en caso de no haber cargas aplicadas
sobre la prótesis para comprimirlo; esto hacía que ésta se
extendiera justo después de despegar el pie del piso,
haciendo imposible lograr el pico de flexión máxima
propio de la fase de balanceo en la marcha natural.
En general, las próstesis inteligentes de rodilla llevan
un conjunto de sensores incorporados, con la finalidad de
medir diferentes variables que intervienen en el ciclo de
marcha, como torque y ángulo de rodilla, aceleraciones y
fuerza de reacción del piso, entre otras. Luego, toda esta
información es transmitida en tiempo real a un
microprocesador, que con ayuda de un algoritmo
especializado interpreta la data, que posteriormente
gobernará el funcionamiento de un actuador encargado de
emular el comportamiento de una rodilla sana. Hasta el
momento, este actuador puede ser eléctrico, neumático,
hidráulico o magneto-reológico. Por su parte, los
actuadores hidráulicos de acción lineal han mostrado
amplia aplicación en este tipo de prótesis, ya que presentan
ciertas ventajas sobre los otros mecanismos de actuación,
como lo son el nivel de cargas manejado y la característica
de su respuesta en términos de amortiguación y velocidad
[4], [5]. En este sentido, el presente trabajo tiene por
objetivo diseñar un actuador hidráulico de acción lineal a
ser utilizado en un nuevo prototipo de rodilla inteligente ya
creado por el GM-USB, con el cual se aspira lograr un peso
comparable al de las prótesis comerciales, así como una
respuesta del ángulo de flexo-extensión mucho más
cercana a la de una rodilla sana.
INTRODUCCIÓN
Desde 2007, el Grupo de Mecatrónica de la
Universidad Simón Bolívar (GM-USB) ha venido
desarrollando una prótesis inteligente de rodilla para
pacientes con amputación transfemoral [1]. El primer
prototipo construido fue probado con un paciente unilateral
y permitió adquirir conocimientos sobre toda la tecnología
que hay detrás de este tipo de dispositivos protésicos. En
términos prácticos, los resultados obtenidos fueron
favorables, aunque con miras a la fabricación de una
prótesis comercial surgieron aspectos que mejorar. El
primero fue el peso, dicho prototipo pesaba 2.100 g
aproximadamente, mientras que sus contrapartes
comerciales estaban en el orden de los 1.400 a 1.700 g. El
segundo fue la respuesta de la prótesis en balanceo, la cual,
dado el actuador utilizado, resultó incapaz de reproducir la
curva normal de una rodilla sana en esa fase del ciclo de
marcha [2]. Y el tercero, tuvo que ver justamente con el
hecho de que el actuador utilizado no se fabricaba en el
país, y además empleaba una tecnología que tampoco se
manejaba a nivel doméstico. En vista de lo anterior, se
planteó el presente proyecto con la intención de corregir las
desventajas anteriormente expuestas con relación al primer
prototipo de rodilla inteligente construido por el GM-USB.
El actuador utilizado en dicho prototipo manejaba
tecnología magneto-reológica (MR) y pesaba 800 g, lo cual
representaba el 38% del peso de la prótesis [3].
Adicionalmente, dicho actuador consistía en un pistón
lineal que contenía gas presurizado para llevarlo a su
18
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
METODOLOGÍA
En términos de un actuador hidráulico lineal, las
principales variables requeridas en función del ciclo de
marcha son el ángulo de flexo-extensión de la rodilla y el
torque en la misma. Con éstas se determina la velocidad
lineal y la fuerza ejercida en el actuador, que a su vez son
necesarias para obtener la presión y el caudal, que
finalmente serán las variables que gobiernen el sistema
hidráulico de la prótesis.
Utilizando la información conocida sobre el ciclo de
marcha [6], se sabe cómo es el comportamiento del ángulo
de flexo-extensión de rodilla normal. Con éste,
relacionando
trigonométricamente
los
parámetros
geométricos del actuador lineal como se muestra en la
figura 1, se puede obtener la posición lineal del actuador 𝑐
para cualquier instante a partir de la ecuación 1, cuya
derivada (ecuación 2) permite obtener igualmente la
velocidad lineal del actuador 𝑐̇ . En la figura 1A se
muestran los parámetros geométricos del actuador lineal,
mientras que en la figura 1B se representan las relaciones
entre estos parámetros y las variables que intervienen en el
ciclo de marcha, siendo  el ángulo de flexo-extensión de
rodilla, F la fuerza axial del actuador y T el torque aplicado
sobre la articulación. Asimismo, se puede describir este
último a lo largo del ciclo de marcha, de modo que una vez
conocido, se despeja de la ecuación 3 la fuerza 𝐹 ejercida
en el actuador. Por último, con el área de circulación del
fluido hidráulico 𝐴 y las ecuaciones 4 y 5 se obtiene el
caudal y la presión en el actuador, respectivamente.
A lo largo del ciclo de marcha, un paciente con
amputación transfemoral ejercerá una fuerza sobre la
prótesis para llevarla a flexión o extensión, la cual
determinará la presión dentro del actuador, que viene dada
por la característica de incompresibilidad del fluido y su
resistencia a moverse. La presión y el caudal de trabajo
durante el ciclo de marcha son las variables fundamentales
de diseño para definir las dimensiones apropiadas del
actuador, así como los componentes necesarios que
proporcionen al sistema hidráulico la posibilidad de regular
la flexo-extensión de rodilla. De acuerdo a las ecuaciones
anteriores, las figuras 2 y 3 muestran las curvas de ambas
variables en el actuador lineal a lo largo del ciclo de
marcha.
𝑐 = √𝑎2 + 𝑏2 − 2 ∙ 𝑎 ∙ 𝑏 ∙ cos⁡( 𝛼 − 𝛽)
Figura 1. (A) Parámetros geométricos del actuador.
(B) Relaciones entre los parámetros del actuador
y las variables del ciclo de marcha
6
5
Presión [MPa]
4
2
1
0
0
20
40
60
80
100
% Ciclo de marcha
Figura 2. Variación de la presión del actuador
hidráulico lineal durante el ciclo de marcha
3.5
3
Caudal [l/min]
2.5
(1)
2
1.5
1
𝑎∙𝑏
∙ sen⁡( 𝛼 − 𝛽) ∙ 𝛼̇ ⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡(2)
𝑐
𝑇 = 𝐹 ∙ 𝑎 ∙ cos(𝛼 − 𝛽 ) ⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡(3)
0.5
𝑐̇ = −
0
0
20
40
60
80
100
% Ciclo de marcha
Figura 3. Variación del caudal del actuador
hidráulico lineal durante el ciclo de marcha
𝑄 = 𝑐̇ ∙ 𝐴⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡(4)
𝑃=
3
𝐹
⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡(5)
𝐴
19
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Luego de tener definidas las condiciones de operación
del actuador, se adaptó un circuito hidráulico similar al
utilizado en la prótesis inteligente C-Leg® de Otto Bock [5],
la cual logra un buen desempeño del ángulo de flexoextensión de rodilla (ver figura 4). Este circuito consta de
dos trayectorias en paralelo para la circulación del fluido,
cada una con una restricción variable en serie con una
válvula anti-retorno. Las dos restricciones variables
representan el elemento de control que ajusta
electrónicamente una impedancia de acuerdo a los
requerimientos del usuario a lo largo del ciclo de marcha.
Aunque presentan algunas variaciones en sus circuitos
hidráulicos, muchas de las prótesis inteligentes comerciales
con tecnología hidráulica usan circuitos similares a éste.
muestra cómo debería trabajar idealmente el actuador de
acuerdo al ángulo de flexo-extensión de una rodilla sana.
Durante la flexión de rodilla en el ciclo de marcha, el fluido
debe circular desde la cámara inferior a la superior (ver
figura 4) a través de la trayectoria que no tiene restricción
de flujo en esa dirección. De igual manera, para la
extensión de rodilla el fluido debe circular de la cámara
superior a la inferior por la trayectoria que le permite flujo
en ese sentido. Por supuesto, la respuesta del actuador será
modulada por un sistema de control tomando en cuenta este
ángulo y en función de las cargas aplicadas durante el
caminado.
Figura 5. Comportamiento ideal del actuador
durante el ciclo de marcha de acuerdo al ángulo de
flexo-extensión de una rodilla sana
®
Figura 4. Circuito hidráulico de la C-Leg de Otto Bock
Finalmente, con el objetivo de estudiar estructuralmente
los componentes de dos prototipos de actuador hidráulico
lineal propuestos para la prótesis del GM-USB, se realizó
un análisis de esfuerzos por el Método de Elementos
Finitos (MEF) sobre cada uno para verificar que no
presentarán deformaciones ni esfuerzos por encima de los
valores permisibles en términos de la geometría del
mecanismo y los materiales utilizados.
Con miras a la introducción de esta tecnología en la
prótesis del GM-USB, se diseñaron dos actuadores:
1. Un prototipo de prueba con un sistema hidráulico
externo, que permita realizar las pruebas de desarrollo
de nuevos algoritmos de control sobre la prótesis, para
luego avanzar en el futuro hacia un modelo más
compacto, completamente auto-contenido. En la figura
6 se muestra el prototipo 1 con el actuador como parte
del mecanismo mono-axial de rodilla, que como se
observa presenta dos puertos conectores que lo
comunicarán con el resto del sistema hidráulico
mediante conexiones flexibles.
2. Un prototipo compacto equipado con una válvula
hidráulica comercial, ultra-liviana, de gran precisión y
alta respuesta, que por el momento resulta muy costosa
y en consecuencia, difícil de adquirir. Este prototipo,
mostrado en la figura 7, sería el modelo base para un
diseño optimizado, con la mayor parte de sus
componentes fabricados en Venezuela.
RESULTADOS
Durante la fase de apoyo, lo ideal sería que el actuador
reprodujera el primer pico en el ángulo de flexo-extensión
de rodilla, que por lo general los pacientes transfemorales
tienden a bloquear por seguridad ante un eventual colapso
de la prótesis. En este sentido, el actuador debería
comenzar a comprimirse poco después del contacto y
durante la respuesta a la carga, para lograr el primer pico
de flexión del ciclo de marcha y seguidamente retornar a
extensión, antes de flexionarse nuevamente en el apoyo
terminal y despegue, en vías a alcanzar el segundo pico de
flexión del ciclo durante el balanceo. En la figura 5 se
Para cumplir con su función, el actuador debe ser capaz
de soportar las cargas que resulten sobre él, por el efecto de
la presión que maneja para modular la respuesta de la
20
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
prótesis durante la marcha. Por medio de un análisis de
esfuerzos por MEF, se verificó la estabilidad y resistencia
del actuador durante un ciclo de marcha. Las mayores
cargas se presentan aproximadamente en el 16% del ciclo
de marcha de acuerdo a lo observado en la figura 4.
Tabla I. Esfuerzos máximos en el actuador
Vástago superior
Esfuerzo máx.
Von Mises
[MPa]
112
Vástago inferior
Guía superior
128
77
3,4
5,6
Guía inferior
Pistón
Agarre superior
76
201
112
5,7
2,2
3,9
Cilindro sin manifold
72
169
6,0
2,6
Parte del actuador
Cilindro con manifold
Factor de
seguridad
3,9
CONCLUSIÓN
Figura 6. Prototipo diseñado con sistema hidráulico
externo
Utilizar tecnología hidráulica en prótesis de rodilla
permite obtener una prótesis más ligera y compacta. En
esta primera etapa de diseño se logró una reducción
considerable de peso y volumen del actuador, en
comparación al magneto-reológico utilizado hasta ahora.
Este trabajo representa un aporte importante en el
desarrollo de la prótesis de rodilla inteligente que ha venido
adelantando el GM-USB; en este sentido, con el nuevo
diseño hidráulico presentado aquí, se espera lograr un
desempeño equivalente al de otras prótesis comerciales que
emplean esta tecnología, como la Genium® de Otto Bock o
la Plié® 3.0 de Freedom Innovations.
REFERENCIAS
[1] Torrealba, R. R (2009): Prótesis de rodilla para
pacientes con amputación transfemoral. Tesis Doctoral,
Universidad Simón Bolívar, Caracas-Venezuela.
[2] Torrealba, R. R. et al. (2012): Cybernetic knee
prosthesis: application of an adaptive central pattern
generator. Kybernetes, Vol. 41, No. 1/2, pp. 192-205.
[3] El-Sayed, A. M. et al. (2014): Technology efficacy in
active prosthetic knees for transfemoral amputees: a
quantitative evaluation. The Scientific World Journal, Vol.
2014, ID 297431, http://dx.doi.org/10.1155/2014/297431.
[4] Dorat, J (2013): Prótesis de rodilla patentable.
Proyecto de Grado. Escuela Técnica Superior de Ingeniería
de la Universidad de Comillas, Madrid-España.
[5] Lambrecht, B (2008): Design of a hybrid passive-active
prosthesis for above-knees amputees. Tesis Doctoral,
División Postgrado de la Universidad de California,
Berkeley-USA.
[6] Winter, D (2009): Biomechanics and motor control of
human movement. John Wiley & Sons, INC., 4ta Edición,
Ontario-Canadá.
Figura 7. Prototipo diseñado con elemento de control
embebido
De este análisis de esfuerzos realizado en SolidWorks,
que se realizó utilizando una aleación de aluminio como
material para todos los elementos del actuador (límite
elástico de 435 MPa), se obtuvo que con dimensiones más
pequeñas que las del actuador MR comercial, ambos
prototipos de actuador hidráulico soportan las cargas
correspondientes a la marcha de un paciente de 85 kg [6].
Además se logra una reducción de aproximadamente 41%
de volumen y 54% de peso, con respecto al actuador MR.
En la tabla 1 se muestran los valores del esfuerzo máximo
de Von Mises para los diferentes componentes del
actuador, luego del respectivo análisis de convergencia.
Como se observa, todos las partes tienen un factor de
seguridad mayor a 1, lo cual permite predecir que no habrá
falla en servicio desde el punto de vista estructural.
21
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
PROTOCOLO PARA LA RECONSTRUCCIÓN TRIDIMENSIONAL DIGITAL
DE ROSTROS DE PACIENTES CON HENDIDURA LABIO PALATINA POR
FOTOGRAMETRÍA
Edgar Fonseca1, Orlando Pelliccioni1, Teresa Pannaci2
1
Universidad Simón Bolívar, Grupo de Biomecánica, Apartado 89000, Caracas 1080-A, Venezuela
2
Fundación Operación Sonrisa Venezuela, Caracas, Venezuela
e-mail: [email protected]
RESUMEN
La Fundación Operación Sonrisa Venezuela lleva más de 20 años atendiendo a niños con malformaciones
craneofaciales, particularmente la Hendidura Labio Palatina, una malformación congénita que tiene impacto en las
funciones básicas del paciente y que afecta a una cantidad importante de niños en el país. Este trabajo propone una
metodología para la digitalización del rostro de los pacientes con Hendidura Labio Palatina, haciendo uso de la
fotogrametría, una técnica que modela cuerpos tridimensionales a partir de fotografías, con el objetivo de complementar el
protocolo de historias clínicas de la Fundación para contribuir en el diagnóstico, tratamiento y seguimiento de los pacientes,
así como en la investigación científica en general.
Palabras Clave: Hendidura Labio Palatina, Fotogrametría, Reconstrucción Digital, Historia Clínica.
cuenta con representaciones esquemáticas para el
diagnóstico del tipo de hendidura labial, hendidura palatina
y la presencia de fístulas. En la evaluación pre quirúrgica
se toma una impresión naso alveolar. Además, en cada
sesión se añaden fotografías clínicas del rostro del paciente.
Las fotografías clínicas son un componente fundamental de
la historia, para el diagnóstico y la investigación [5];
permiten analizar características faciales específicas para
asegurar la simetría durante el tratamiento; sin embargo, no
son del todo confiables debido a la imposibilidad técnica de
repetir las fotografías a iguales distancias y ángulos, así
como a variaciones en la postura del paciente, lo cual hace
indispensable la verificación directa por parte del
especialista [6].
El Grupo de Biomecánica de la Universidad Simón
Bolívar apoya técnicamente a la Fundación, desde el 2011,
en el marco del proyecto de servicio comunitario
Operación Sonrisa Venezuela: Asistencia a niños que
padecen de labio/paladar hendido incorporando técnicas
computacionales de manejo de datos y procesamiento de
imágenes al protocolo médico de Operación Sonrisa
Venezuela [7]. Entre otros aportes, el programa ha migrado
la historia clínica del paciente a una base de datos digital,
incluyendo digitalizaciones tridimensionales de las
impresiones pre quirúrgicas. Como parte de dicho
proyecto, este trabajo tiene el objetivo de diseñar un
protocolo para la reconstrucción digital del rostro del
paciente, para ser incluida en la historia. Aunque esta
INTRODUCCIÓN
La hendidura de labio y paladar o Hendidura Labio
Palatina (HLP) es una malformación congénita que,
debido a las deformaciones maxilofaciales que muchos
casos presentan, pueden perjudicar funciones básicas como
la respiración, la deglución y el habla [1]. Este tipo de
malformaciones se produce entre la quinta y
decimosegunda semana de gestación por una alteración en
la configuración alvéolo-palatina[2].Se estima que las
causas están asociadas a factores genéticos y ambientales
[1]. Los casos de HLP en Latinoamérica corresponden al
3% de los recién nacidos vivos [3]. En Venezuela,
anualmente nacen entre 4000 y 5000 niños con
malformaciones de este tipo [4]. La Fundación Operación
Sonrisa Venezuela (OSV) ejecuta un programa de Jornadas
Quirúrgicas que atiende aproximadamente a 700 niños al
año. A propósito de las jornadas, se coordinan actividades
de convocatoria, evaluación, selección de pacientes,
hospitalización, operación y control y tratamiento post
operatorio, en varias localidades del país, con miras de
lograr un alcance nacional.
Durante la evaluación, el personal especializado en
cirugía
plástica,
cirugía
pediátrica,
cirugía
bucomaxilofacial, anestesiología, enfermería, pediatría,
odontología, psicopedagogía y terapia de lenguaje prepara
la historia clínica del paciente.El protocolo de OSV para la
elaboración de la historia clínica incluye un formulario que
22
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Etapa 1: Montaje. Previo al inicio de las jornadas
evaluativas, se debe preparar un módulo de fotografiado en
el circuito de evaluaciones. Debe tener una silla y un
biombo o pantalla de cartón u otro material opaco que sirva
de fondo, para los pacientes que puedan sentarse por sí
solos. Para pacientes recién nacidos, debe habilitarse una
camilla. El espacio debe permitir al personal de
voluntariado libre movimiento alrededor de la cara del
paciente para poder fotografiarlo. Además debe estar
iluminado uniformemente y evitar la sobre y
subexposición. Es conveniente que el fondo y la cubierta de
la camilla, no sean de color uniforme sino que, por el
contrario, tenga elementos distintivos como dibujos,
símbolos, letras o patrones de múltiples colores. Esto le
facilita al programa de fotogrametría la diferenciación de
los puntos en las imágenes.
Etapa 2: Captura de fotografías. Durante las jornadas de
evaluación, cada paciente debe pasar, por turnos, al módulo
de fotografiado donde lo recibirá el personal entrenado
para la actividad. Si el niño está en capacidad, puede
sentarse en la silla, permaneciendo inmóvil mientras se
toman las fotografías. De lo contrario el bebé deberá ser
colocado boca arriba en la camilla y el representante deberá
sujetarle la cabeza, con una mano, para inmovilizarlo.Una
vez que el paciente esté en posición, el personal puede
proceder a fotografiarlo, partiendo de una toma lateral,
recorriendo 180˚, a pasos pequeños. La Figura 2
ejemplifica la secuencia, aunque para el procedimiento real
se necesitarán más imágenes. Las fotografías deben ser
tomadas sin flash. Luego, se deberá fotografiar de cerca el
área peri bucal, desde distintos ángulos (Figura 1), para
detallar la malformación del paciente. Una mayor variedad
de enfoques, tanto del rostro entero, como de los detalles,
proporcionará mejores digitalizaciones. La Figura 3 ilustra
el entorno de adquisición de las fotografías. También ha de
tomarse en cuenta que los pacientes pudieran moverse, por
lo que el tiempo de captura debe ser rápido. Por estas
consideraciones, una cámara con autofoco y función ráfaga
o multidisparo, es recomendada. Al tomar manualmente
fotografías en planos preestablecidos no es posible sustituir
las fotos defectuosas y, por lo tanto, la reconstrucción es
limitada. En cambio, el uso de la herramienta multidisparo
permite realizar un gran número de fotografías en tiempos
similares, de manera que, tras depurar las fotos deficientes
(descritas en la etapa 3), queda un número de fotos
suficiente para crear una selección para la reconstrucción y
un banco de fotos adicionales que pueden servir de
reemplazo a las fotos elegidas.
técnica no sustituye a las fotografías clínicas, los modelos
tridimensionales aportarían al especialista mayor
información para el diagnóstico y el seguimiento del
tratamiento. En ese orden de ideas, también facilitaría la
evaluación y auditoría del caso por médicos y odontólogos
a distancia y puede usarse para simulación y predicción del
resultado de cirugías. Además, la generación y
documentación de reconstrucciones permite diseñar
metodologías de investigación complejas que no requieran
la presencia del paciente y que, de otra manera, resultarían
incómodas para él o imprácticas para el investigador.
Para dar cumplimiento a los objetivos planteados, se ha
utilizado la fotogrametría digital como técnica para la
reconstrucción. La fotogrametría es una técnica de
medición que permite modelar un espacio tridimensional,
relativo a un eje coordinado fijo, a partir del análisis de un
conjunto de imágenes tridimensionales, mediante un
algoritmo matemático [8]. Para la obtención de una
reconstrucción digital, la técnica analiza una colección de
fotografías de un objeto (que debe estar inmóvil con
respecto a su entorno), que son tomadas desde ángulos y
distancias diferentes, para reconocer puntos comunes. Esta
técnica ofrece la ventaja de poder reconstruir un objeto en
tres dimensiones, a muy bajo costo y habilidad técnica. Si
bien la fotogrametría fue desarrollada para fines
arquitectónicos y cartográficos, en los últimos años ha
ganado popularidad en aplicaciones médicas. Se ha
evaluado la aplicabilidad de esta técnica en odontología en
trabajos previos. Wong et al. [10] llevaron a cabo un
estudio para analizar la confiabilidad de la fotogrametría
para cuantificar malformaciones craneofaciales, del cual
obtuvieron resultados favorables. Por otro lado, Jemt et
al.[11], en un estudio piloto, utilizaron data fotogramétrica
como sustituto de la impresión para fabricar implantes
intraorales.
A diferencia de otros métodos de reconstrucción
computarizada usados en el área médica, como resonancia
magnética, tomografía, escáner laser 3D y escáner de luz
estructurada, la fotogrametría es una técnica no invasiva y
económica. Con cámaras sencillas, o integradas a teléfonos
celulares, pueden tomarse en segundos las fotografías
necesarias, sin riesgos para el paciente, y crearse
reconstrucciones útiles con procedimientos sencillos,
gracias al desarrollo de aplicaciones gratuitas como 123D
Catch®, de la compañía Autodesk®[9]. Además, para el
propósito de la OSV, la técnica puede implementarse en
jornadas móviles, pues no requiere equipos pesados o
voluminosos, difíciles de transportar.
METODOLOGÍA
El protocolo consta de tres etapas: el montaje (previo a
la jornada), la captura de fotografías (durante la jornada) y
el procesamiento de las imágenes con la técnica de
fotogrametría (después de la jornada).
Figura 1. Detalles de la zona peribucal
23
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
en modo multidisparo. Se compararon las proporciones de
las reconstrucciones con las del rostro del paciente
(distancia entre el labio inferior y la punta de la nariz, entre
ancho de los labios) y se evaluó cualitativamente la
reconstrucción hasta obtener una malla de topografía suave,
con detalles apreciables en el área de interés.
RESULTADOS
Para el caso del bebé dormido, se hicieron
reconstrucciones con grupos de 26, 33, 42 y 60 fotografías
elegidas de un total de 2114 fotos, utilizando los criterios
de selección establecidos en la metodología (Figura 4). A
partir de 26 fotografías, la proporción analizada se
mantiene aproximadamente constante y se corresponde con
la del paciente. La reconstrucción con 26 fotografías
presenta defectos en la nariz y poco detalle en los labios.
La reconstrucción con 33 fotografías soluciona el defecto
en la nariz. La reconstrucción con 42 fotografías alcanza
una superficie suave, reproduciendo con suficiente detalle
los labios y rostro. La reconstrucción de 60 fotografías es
cualitativamente similar a la de 42. Por ello, y para
mantener un bajo costo computacional y espacio de
almacenamiento, se estableció como definitiva la
reconstrucción realizada con 42 fotografías (Figura 5). Es
importante resaltar que el número de fotos no garantiza una
buena reconstrucción, pues la calidad depende también de
otras variables como la habilidad del fotógrafo, la
iluminación y el rostro del paciente. Por otro lado, la
habilidad para escoger las fotografías adecuadas para la
reconstrucción influye en la calidad, aumentando o
reduciendo el número de fotos necesarias; sin embargo,
estos resultados sugieren que, aproximadamente, 40
fotografías pueden servir para una reconstrucción
preliminar.
Figura 2. Secuencia de fotografías
Figura 3. Esquema de adquisición de fotografías.
Etapa 3. Procesamiento de imágenes. Una vez tomadas las
fotografías del paciente, deben seleccionarse las fotografías
que serán usadas para la digitalización. El número final de
imágenes debe ser menor a 70, límite admitido por el
programa utilizado. En este proceso de selección se
recomienda descartar imágenes fuera de foco o borrosas.
Las imágenes no pueden tener marcas impresas sobre las
esquinas tales como la fecha, logo o marcas de agua, pues
el algoritmo reconoce esos elementos como puntos
comunes; de tener alguna marca, la foto debe recortarse
para eliminar el problema. Son descartables también
imágenes muy oscuras o muy brillantes y aquellas en
donde las sombras del fotógrafo sean notables. Deben
evitarse capturas que corten el rostro, a menos que se traten
de detalles. Estos criterios deben ser de conocimiento del
fotógrafo para que el proceso de fotografiado y edición
pueda generar una colección apta para digitalizar. Por
último, se aplica la fotogrametría digital a la selección para
la reconstrucción del rostro. Las imágenes serán guardadas
en una carpeta asignada al paciente y luego serán cargadas
en un proyecto de 123D Catch®. El programa genera una
reconstrucción facial automática, que luego será incluida en
la historia clínica.
El protocolo fue probado en un niño de dos meses de
edad, sexo masculino, sin malformaciones craneofaciales.
Se consideraron dos condiciones de estudio: una
reconstrucción con fotografías tomadas al bebé dormido y
una reconstrucción con fotos del bebé despierto. En ambos
casos, se mantuvieron condiciones de iluminación
aproximadamente iguales. Se utilizó una cámara de 8Mpx
Figura 4. Reconstrucciones del rostro de bebé dormido,
para varios números de fotografías (26, 33, 42, 60)
Información útil para el especialista de la salud como la
línea media puede analizarse trazando planos para cortar el
modelo, haciendo uso de herramientas CAD. Además la
posibilidad de editar la malla podría servir a cirujanos
como una herramienta de simulación de resultados.
La reconstrucción del rostro del niño despierto se
realizó a partir de una selección de 67 fotografías , de una
muestra de 185 fotografías capturadas en menos de un
minuto. En la reconstrucción (Figura 6), se aprecian
24
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
distorsiones puntuales en todo el rostro y falta de detalle
alrededor de la boca y nariz, lo cual la hace deficiente para
los objetivos de este trabajo.
nuevas técnicas que contribuyan a mejorar la calidad de
vida de los pacientes. Futuros trabajos en esta línea de
investigación pretenden diseñar técnicas para reducir el
tiempo de fotografiado para obtener reconstrucciones
confiables en pacientes despiertos y para garantizar una
iluminación adecuada, así como mejorar la definición del
modelo en la región de la malformación y reconstrucción
de la cavidad oral. Por otra parte, se sugiere probar el
protocolo durante las jornadas de OSV para generar una
base de datos de pacientes que permita estudiar la
confiabilidad del método.
REFERENCIAS
(A)
(B)
Figura 5. Reconstrucción de rostro de bebé dormido: (A)
con textura, (B) sin textura.
[1] Bordoni N, Escobar A y Castillo R (2010): Odontología
pediátrica, 1a edición, Editorial Médica Panaméricana.
[2] Cohen M (1992): Crecimiento Maxilofacial, 3aedición,
Editorial Interamericana McGraw-Hill México.
[3] Corbo M y Marimon M (2001): Labio y paladar
figurados. Aspectos generales que se deben conocer en la
atención primaria de salud, Revista Cubana de Medicina
General Integral, 17 (4), pp 379-85.
[4] Fundación Operación Sonrisa Venezuela. Página Web
disponible en línea:http://operacionsonrisa.org.ve/. Último
acceso: 24 de enero de 2015.
[5] Moreno M et al. (2005), Importancia y requisitos de la
fotografía clínica en odontología, Revista odontológica de
Los Andes, vol.1: pp. 35-43.
[6] Arnett G y Bergman R (1993), Facial keys to
orthodontic diagnosis and treatment planning. Part I,
American Journal of Orthodontics and Dentofacial
Orthopedics, vol 103, No. 4: pp 299-312.
[7] Universidad Simón Bolívar, Grupo de Biomecánica.
Servicio comunitario AT1102. Asistencia a niños que
padecen de labio/paladar hendido incorporando técnicas
computacionales de manejo de datos y procesamiento de
imágenes al protocolo médico de Operación Sonrisa
Venezuela.
Disponible
en
línea:http://prof.usb.ve/orlandop/at1102/AT1102_00.pdf .
Último acceso: 24 de enero de 2015.
[8] Egels Y yKasser M (2004): Digital Photogrammetry,
2aedición, Taylor & Francis.
[9] Autodesk® 123D®. Página Web disponible en línea:
http://www.123dapp.com/ . Último acceso: 23 de enero de
2015.
[10]Wong J, Oh A, Ohta E, Hunt A, Rogers G, Mulliken J,
Deutsch C (2008), Validity and Reliability of Craniofacial
Anthropometric
Measurement
of
3D
Digital
Photogrammetric Images,,The Cleft Palate-Craniofacial
Journal, Vol. 45, No. 3: pp. 232-239.
[11] Jemt T, Bäck T y Petersson A (1999),
Photogrammetry: an alternative to conventional
impressions in implant dentistry? A clinical pilot study.
The International Journal of Prosthodontics, Vol12, No 3:
pp. 363-368.
Figura 6. Reconstrucción de rostro de bebé despierto
De los resultados obtenidos para ambas condiciones, se
evidencia que la habilidad del fotógrafo y el movimiento
del paciente afectan los resultados de la reconstrucción.
Por ello, ha de reducirse el tiempo de fotografiado y
mejorar la técnica de la captura. Como posible solución a
los problemas presentados se plantea un montaje con
múltiples cámaras fijas programadas para disparar en
simultáneo, disminuyendo el tiempo de exposición y la
dependencia del operador, aunque aumentando el costo,
dificultando el ensamblaje de los equipos en las jornadas de
OSV y su transporte y almacenamiento. Otra variable que
afectó notablemente en la calidad de la reconstrucción, en
pruebas preliminares fue la iluminación, por lo que deben
buscarse soluciones para garantizar una iluminación
adecuada en las jornadas, sin involucrar problemas
logísticos.
CONCLUSIONES
Las modelos tridimensionales obtenidos con la
metodología planteada ofrecen información sobre la línea
media y el área peri bucal, útil para el diagnóstico,
tratamiento e investigación, cumpliendo los objetivos
propuestos. Se planteó un protocolo que puede ser aplicado
tanto por OSV como por especialistas de la salud e
investigadores, para la reconstrucción digital de rostros,
pues la herramienta ofrece una solución sencilla a
problemas en la práctica clínica, y para el desarrollo de
25
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
EVALUACIÓN DEL EMPLEO DEL MOLDEO POR INYECCIÓN ASISTIDA
POR GAS PARA LA FABRICACIÓN DE PRÓTESIS DE UN PIE DINÁMICO
Claudia Almonacid1, María V. Candal2, Orlando Pelliccioni1, Carmen Müller-Karger1
1
2
Universidad Simón Bolívar, Grupo de Biomecánica, Apartado 89000, Caracas 1080-A, Venezuela.
Universidad Simón Bolívar, Grupo de Polímeros 2, Apartado 89000, Caracas 1080-A, Venezuela.
e-mail: [email protected]
RESUMEN
Una prótesis de pie dinámico representa uno de los componentes que conforman el diseño de las prótesis transfemorales y
transtibiales, las cuales se han desarrollado para suplir incapacidades físicas debido a la amputación de extremidades
inferiores. El presente estudio se enfocó en evaluar la factibilidad de emplear la técnica de inyección asistida por gas como
una herramienta tentativa para la fabricación de una prótesis de pie dinámico. Para esto se empleó una herramienta de
ingeniería asistida por computadora, considerando como materiales resinas poliméricas ingenieriles. Como variables del
proceso de moldeo se consideraron el porcentaje de llenado de la cavidad y el tiempo y presión para la inyección del gas.
Esta técnica de moldeo permite obtener piezas con secciones huecas internas que favorecen la disminución del peso de las
mismas, para el diseño de la prótesis se logró una disminución del peso en un 22% comparado con procesos de moldeo de
inyección convencional.
Palabras Clave: pie dinámico, inyección asistida, núcleo de gas, polímeros.
primera aproximación, que el molde estuviese constituido
por una sola cavidad con un sistema de alimentación de
canales fríos con entrada directa y un complejo sistema de
refrigeración con la presencia de baffles; mediante este
diseño se obtiene una pieza con 72% de volumen
solidificado y 19% de contracción volumétrica a 600
segundos de tiempo de ciclo. Estos resultados estaban
referidos a emplear un Poliacetal para la fabricación del
pie, pero Pelliccioni et al. [4] buscaron mejorar este
prototipo comparando tres materiales poliméricos de
excelentes propiedades mecánicas y a fatiga como lo son el
Polióxido de Metileno (Poliacetal), la Poliamida y el
Polipropileno. Sus resultados permitieron establecer que al
emplear Poliamida para la fabricación de la prótesis del pie,
se puede reducir en un 21% el tiempo de ciclo, comparado
con el Poliacetal, alcanzando 10% de contracción
volumétrica, lo cual es muy favorable.
Otras técnicas de fabricación que se han evaluado,
considerando el mismo diseño de la prótesis, es el
mecanizado por control numérico computarizado. Sin
embargo, esta técnica requiere de altos tiempos de
fabricación para una sola pieza [5].
El propósito del presente estudio consiste en evaluar la
factibilidad de fabricar una prótesis de pie dinámico
mediante la técnica de inyección asistida por gas (GAIM),
considerando los resultados obtenidos por Pelliccioni et al.
[4] sobre las variables óptimas del proceso de inyección
convencional empleando Poliamida como material de
fabricación. La inyección asistida por gas es una variante
del moldeo por inyección convencional, bajo la cual se
realiza un llenado de la cavidad hasta cierto volumen para
INTRODUCCIÓN
Según la norma UNE 111-909-90/1, adoptada de la ISO
8549/1, una prótesis es un aparato externo utilizado para
reemplazar de forma total o parcial un segmento de un
miembro ausente o deficiente [1]. La ausencia de un
miembro está referida a un proceso de amputación que
origina un estado de discapacidad en la persona; el nivel de
amputación determina el tipo de prótesis que ayuda a
restablecer la actividad de la persona. El pie protésico
constituye un componente que conforma el diseño de las
prótesis transfemorales y transtibiales desarrolladas para
suplir amputaciones de extremidades inferiores.
Se han desarrollado diversos modelos para prótesis de
pie empleando materiales poliméricos y/o reforzados, cuyo
diseño logra reproducir la dinámica de un pie sano. Sin
embargo, la tecnología involucrada en el diseño de estos ha
limitado su adquisición debido a los altos costos de
fabricación. En 2009, Figueroa y Müller-Karger [2] se
plantearon desarrollar el diseño de pie protésico cuya
tecnología se limitara a la absorción y liberación de energía
al simular el ciclo de marcha; el resultado fue un diseño
optimizado de dicha prótesis en resina polimérica con un
peso final de 520 gramos. Para la evaluación mecánica de
este diseño se consideró una resina polimérica ingenieril
(Poliacetal) debido a su alta resistencia a las cargas cíclicas.
La optimización en el diseño de la prótesis y el material
polimérico fueron empleados posteriormente por Candal et
al. [3] quienes desarrollaron un molde para la fabricación
de la prótesis mediante el moldeo por inyección de resinas
plásticas. Los análisis referente al volumen solidificado y la
contracción volumétrica permitieron establecer, como una
26
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
proceder a la inyección del gas el cual finaliza el llenado de
la misma. Esta técnica permite reducir los tiempos de
fabricación de las piezas y obtener secciones huecas por lo
que se disminuye el peso de las mismas [6,7,8,9].
Diseño de experimentos: como variables de estudio se
consideró el tiempo de retardo, la presión de inyección del
gas y el porcentaje de llenado de la cavidad. De esta
manera se elaboró un diseño de experimentos (DOE) de
dos niveles (2) para cada variable (o factor), por lo que el
DOE final es del tipo factorial 23 para un total de 8 casos
de estudio. Sin embargo, se complementó con puntos
intermedios y más interacciones entre las variables. En la
Tabla I se presenta el diseño de experimentos empleado.
Ajuste de variables: el proceso de inyección asistida
requiere un control de variables tanto para la inyección del
material polimérico como del gas. En la Tabla II [3] se
resumen dichas variables de control para ambos procesos.
METODOLOGÍA
El moldeo de inyección asistida se simuló
numéricamente empleando la herramienta comercial
Autodesk Moldflow Insight 2011. Los detalles de la
simulación se describen a continuación:
Geometría evaluada: la pieza en estudio consistió en
el diseño de un pie dinámico desarrollado por Figueroa y
Müller-Karger [2] (Figura 1). El presente estudio se limitó
a la primera fase del proceso de fabricación que
corresponde al proceso de inyección de la resina polimérica
y del gas. En la Figura 2 se esquematiza la ubicación del
punto de inyección del polímero y gas.
Se excluyo el sistema de refrigeración, ya que por el
tipo de malla necesaria para este tipo de geometría el
software no realiza el análisis de enfriamiento. Ésta es una
limitante conocida del software. Sin embargo, una
aproximación del enfriamiento de este molde de inyección
puede ser tomado del trabajo realizado por Candal et al.
[3] para un molde de inyección convencional.
Tabla I. Variables que conforman el diseño de
experimentos
Factores
Llenado de la cavidad
(%)
Tiempo de retardo (s)
Presión del gas (MPa)
-1
Niveles
0
+1
60
70
90
0.5
10
2
50
10
100
Tabla II. Variables de proceso fijadas en la máquina
de inyección [3]
Variable de proceso
Material del molde
Fuerza de cierre (ton)
Temperatura de inyección (°C)
Temperatura del molde (°C)
Velocidad de inyección (cm3/s)
Tiempo de inyección del gas (s)
Tiempo de enfriamiento (s)
Tipo de análisis
Figura 1. Diseño optimizado de la prótesis del pie
Inyección del gas
Inyección del polímero
Valor
Acero P20
100
290
80
30
30
30
Fill+Pack
RESULTADOS
El moldeo por
inyección involucra tres etapas
principales: llenado de la cavidad, empaquetamiento del
material (por un perfil de presión en función del tiempo) y
enfriamiento de la pieza. En la inyección asistida por gas la
etapa de llenado está dividida entre la inyección del
polímero y la inyección del gas; la etapa de empaquetado
no se trabaja con un perfil de presión, como en la inyección
convencional, sino que es un equivalente a la inyección del
gas, ya que éste garantiza el llenado de la cavidad por la
expansión del material polimérico previamente inyectado,
y a su vez ejerce una presión interna al material lo cual
contrarresta la contracción que sufre éste por su
enfriamiento al entrar en contacto con la cavidad del
molde. Como se menciono en la sección de Metodología, el
tipo de malla empleada no permite la simulación de la
Pieza
Figura 2. Ubicación del punto de inyección de la
resina polimérica y la inyección del gas
Mallado: se definió un análisis tridimensional para la
simulación, seleccionando elementos tetraédricos (3D), que
constan de 4 nodos, 3 caras y 6 aristas. Mediante un
análisis de convergencia se fijo una malla de 40431
elementos para discretizar la pieza en estudio.
Asignación del material: de la base de datos del
Moldflow se seleccionó una Poliamida 66 (ULTRAMID
A4H) con índice de fluidez de 35g/10min (275 °C/5 Kg).
27
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
mayor será el volumen de gas introducido dentro de la
pieza, lo cual genera una mayor sección hueca que se
reflejaría en la disminución del peso final de la pieza.
etapa de enfriamiento, por lo que este estudio está limitado
sólo a la etapa de llenado de la prótesis.
La variación del porcentaje de llenado de material
polimérico permitió definir bajo cuál condición es posible
obtener el mayor porcentaje de sección hueca dentro de la
pieza en estudio. Mediante una evaluación cualitativa se
pudo verificar que para un 60% de inyección de polímero,
seguida de la inyección del gas, no se logra un 100% de
llenado de la cavidad del molde. Asimismo, bajo esta
condición es posible observar que la inyección del gas
genera una ruptura del material polimérico el cual presenta
altos niveles de temperatura dentro de la cavidad generando
una ruptura en su frente de flujo. En la Figura 3 se
esquematiza los resultados de inyección dentro de la
cavidad del molde para este porcentaje de llenado.
Sección hueca
(a)
(b)
Sección
hueca
Pieza
Sección
sólida
Punto de inyección
del polímero y gas
Sección hueca
(c)
Figura 4. Sección hueca dentro de la prótesis originada
por la inyección del gas para: (a) 70%, (b) 80% y (c)
90% de llenado de la cavidad con material polimérico.
Ruptura del frente de
flujo del polímero
Gas
Figura 3.Efecto de la inyección del gas en el llenado de
la cavidad para un 60% de inyección de polímero
30
Volumen de gas (%)
Por otro lado, al emplear porcentajes de llenado de la
cavidad con material polimérico en un 90%, se establece
una condición bajo la cual el gas inyectado no puede
expandirse en el interior de la pieza, generando una sección
hueca muy pequeña concentrada en el punto de inyección
del gas. Al emplear un 70% u 80% de llenado de la cavidad
con material polimérico se mantiene un porcentaje de la
cavidad sin llenar la cual será suplida por el efecto de la
inyección del gas y, a su vez, se generan secciones huecas
internas de gran volumen. En la Figura 4 se presentan los
tamaños de las secciones huecas originadas en la pieza para
volúmenes de llenado superiores a un 60%.
Del análisis cualitativo es posible descartar los núcleos
de gas originados en la pieza para un 60% y 90%, ya que se
origina un llenado incompleto de la cavidad de molde y se
obtienen secciones de bajo tamaño en el interior de la
cavidad. Por lo tanto, para un 70% y 80% se procedió con
un análisis cuantitativo sobre el volumen de gas que
conforma la sección hueca dentro de la pieza.
En la Gráfica 1 se puede observar el comportamiento
del volumen de gas inyectado dentro de la cavidad en
función de la presión empleada para la inyección de éste.
Se puede establecer una tendencia en donde a mayor
presión de inyección del gas mayor será la expansión del
material polimérico dentro de la cavidad y, por lo tanto,
25
20
15
10
0.5 s_70%
5
0.5 s_80%
0
0
50
100
150
Presión de gas (MPa)
Gráfica 1. Variación del volumen de gas en el núcleo de
la cavidad en función de la presión del gas.
Se puede verificar que esta tendencia se aprecia para
ambos porcentajes de llenado, obteniéndose menores
volúmenes de gas para un 80% de llenado de la cavidad
con material polimérico. En la Tabla III se resumen los
porcentajes de volumen de gas para los diferentes tiempos
de retardo estudiados.
El tiempo de retardo está referido al tiempo de cambio
en el que finaliza la inyección del polímero e inicia la
inyección del gas. Esta variable puede relacionarse con el
cambio de viscosidad que presenta el polímero una vez que
28
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
ha sido inyectado en la cavidad del molde. A medida que el
tiempo de retardo sea mayor la viscosidad del polímero
disminuye, debido al enfriamiento que éste presenta por
contacto con el molde, por lo que su capacidad de
expansión se ve limitada y se restringe la formación de la
sección hueca con un menor volumen de gas. En la Tabla
III se puede apreciar esta tendencia con cambios de 0.5% y
2% en el volumen de gas para los diferentes tiempos.
La Gráfica 2 permite evidenciar que existe un valor límite
de presión por encima del cual el porcentaje de gas dentro
de la cavidad presenta un valor constante. Emplear
presiones de 100 ó 150 MPa para la inyección del gas,
garantiza la formación de un núcleo interno de 24% de gas.
CONCLUSIONES
Mediante la técnica de inyección asistida por gas se
podrían fabricar prótesis de pie dinámico con menor peso
en comparación con la técnica del moldeo por inyección
convencional o por mecanizado. Las condiciones de
operación de este tipo de moldeo brindan ventajas a nivel
de fabricación y proporciona al discapacitado un diseño de
prótesis de bajo peso que no influiría de manera negativa
en su capacidad de marcha.
La presión de inyección de gas es la variable con mayor
efecto sobre la formación en el núcleo de gas dentro de la
cavidad, mientras que el tiempo de retardo genera cambios
poco significativos sobre el volumen de éste.
Próximos trabajos están referidos a evaluar los cambios
en cuanto al desempeño para el retorno dinámico de
energía de la componente protésica, luego de las
modificaciones resultantes sobre el diseño original de una
pieza completamente maciza a parcialmente hueca.
Tabla III. Volumen de gas en el núcleo de la cavidad
para una presión de inyección de gas de 100 MPa
Llenado de la cavidad Tiempo de Volumen de gas
(%)
retardo (s)
(%)
70
24.32
0.5
80
14.76
70
24.27
2
80
14.83
70
23.93
10
80
14.62
Volumen de gas (%)
Del análisis cualitativo y cuantitativo se establece que
la condición de procesamiento: 70% de llenado de la
cavidad, 0.5 segundos de tiempo de retardo y 100 MPa de
presión para la inyección del gas, permite obtener una
sección hueca con un volumen de 24.32% de gas.
Asimismo, se logra una densidad uniforme de 1.108 g/cm3
a lo largo de la pieza y una contracción volumétrica del 9%
en las zonas referidas al talón y tobillo debido al espesor en
las mismas y la ausencia de núcleo de gas en estas zonas.
El tiempo de inyección para esta condición óptima fue de
20s, lo que representa una reducción del 50% con respecto
al tiempo obtenido por Romero et al. [3] de 40s para la
pieza maciza fabricada por moldeo por inyección
convencional. Se realizó un análisis más detallado sobre el
efecto de la presión de inyección del gas en la formación
del núcleo, por lo que se consideraron casos de estudio con
150, 200, 250 y 400 MPa de inyección del gas. En la
Gráfica 2 se presenta el cambio en el volumen de gas
inyectado en la cavidad para mayores valores de presión de
inyección de éste.
30
25
20
15
10
5
0
REFERENCIAS
[1] ISO8549-1:1989. Prosthetics and orthotics-VocabularyPart 1: General terms for external limb prostheses and
external orthoses.
[2] Figueroa R. and Müller-Karger C. (2009): Using FE for
Dynamic Energy Return Analysis of Prosthetic Feet during
design process, IFMBE Vol 24, pp 289-292.
[3] Romero J. et al (2010): Análisis numérico en el diseño
de un molde para prótesis de pie empleando herramientas
de diseño (CAD) e ingeniería (CAE) asistidas por
computadora, MECOM Vol XXIX, pp 6441-6454.
[4] Candal M.V. et al (2013): Uso de programas basado en
Elementos Finitos de moldeo por inyección de plástico
para el análisis comparativo de materiales durante el
diseño de prótesis de pie, V CCBIO, pp 47-53.
[5] Nuñez A. et al (2011): Mecanizado de un Prototipo de
prótesis de pie dinámico empleando Polioxido de Metileno,
Rev. LatinAm. Metal. Mat.; S3: 38-39.
[6] Avery J. (2001): Gas-Assist Injection Molding:
Principles and Aplications. Editorial Hanser.
[7] Chen L. et al (2008): A study on gas-assisted injection
molding filling simulation based on surface model of a
contained circle channel part, Journal of Materials
Processing Technology 208, 90-98.
[8] Qiang L. et al (2012): Numerical simulation of gasassisted injection molding using CLSVOF method, Applied
Mathematical Modelling Vol 36 Iss 5, 2262-2274.
[9] Peter K. and Rong Z. (2013): Additional Issues of
Injection-Molding Simulation: Flow Analysis (Second
Edition), pp 181-199.
0.5 s
2s
10 s
0
100
200
300
400
Presión de gas (MPa)
Gráfica 3. Variación del volumen del gas en función de
la presión del gas.
29
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
DISEÑO DE PRÓTESIS INTERFALÁNGICA PARA LOS MIEMBROS
SUPERIORES
Stefanny Cisneros1, Lilibeth Zambrano2.
1
2
Universidad Metropolitana
Universidad Simón Bolívar
email: [email protected], [email protected]
RESUMEN
La cirugía de sustitución articular interfalángica da solución a condiciones médicas crónicas, en este caso la Osteoartritis y la
Artritis Reumatoide; mediante la colocación de una prótesis articular se resuelve el problema de movimiento y dolor que causan
las mencionadas condiciones. El objetivo fundamental de este trabajo fue realizar un diseño conceptual de una prótesis para
sustituir la articulación interfalángica proximal. A través de la investigación metodológica elaborada en tres etapas, se pudo
determinar cómo el costo de la prótesis influye directamente en la decisión del paciente de someterse a una cirugía de reemplazo
articular. Por ello se tomó en consideración que el material a partir del cual se hace el prototipo se encuentre en el mercado
nacional, disminuyendo así el costo de producción. La geometría de la prótesis imita la articulación que se encuentra entre la
falange proximal y medial. Se diseñó de tal forma que el paciente tenga un amplio rango de movilidad y soporte las cargas
usuales a las que se somete la articulación interfalángica proximal.
Palabras clave: artritis reumatoide, diseño, interfalángica, prótesis, osteoartritis.
esto implique perder parcialmente la movilidad del dedo,
motivados al costo de la operación.
La propuesta de esta investigación es desarrollar un
diseño conceptual que pueda producirse en el país, con
materia prima de bajo costo y fácil obtención, para que el
precio por pieza se reduzca de tal forma que no sea un
impedimento al momento de la toma de decisiones por
parte del usuario.
INTRODUCCIÓN
La osteoartritis (OA), también conocida como artrosis,
es una condición crónica caracterizada por el desgaste del
cartílago de las articulaciones. Mientras que, la artritis
reumatoide (AR) es una forma común de artritis que causa
inflamación en el revestimiento de las articulaciones que
produce una reducción en el rango de movimiento,
hinchazón y dolor en la articulación [1]. A nivel mundial
entre el 0,5 y el 1% de la población sufre ya sea de
osteoartritis o artritis reumatoide, y Venezuela no es la
excepción [2].
Para el tratamiento de estas condiciones se presentan
dos vías u opciones, la artrodesis y la cirugía de reemplazo
articular. La artrodesis consiste en fijar dos piezas
óseas, de forma tal que la articulación queda fija o
anclada, a través de una intervención simple [3]. La
cirugía de sustitución articular, es una intervención
quirúrgica en la que se sustituye el cartílago que se
encuentra entre la falange proximal y la falange media por
una prótesis [4].
El mercado de prótesis en Venezuela está circunscrito
en su mayoría a productos importados. Actualmente,
existe una merma de estos productos, específicamente de
las prótesis para la articulación interfalángica proximal, lo
cual afecta directamente a los pacientes que padecen OA y
AR. También, al ser productos de importación sus costos
son elevados. Es importante destacar que muchos de
los pacientes deciden someterse a una Artrodesis, aunque
METODOLOGÍA
La investigación se realizó en tres fases: identificación
de las necesidades del usuario, diseño conceptual de la
prótesis, diseño detallado del prototipo (que incluye el
análisis estático); como se describe a continuación.
Diseño Conceptual
Para lograr un producto de bajo costo y funcional se
realizaron entrevistas y encuestas a los tres sectores
involucrados en el desarrollo y uso del mismo: médicos,
ingenieros y pacientes. Esta información, junto con la
consulta a catálogos, permitió definir las funciones del
diseño:
1. Mantener unidas las falanges: proximal y media.
2. Permitir una rotación o giro de 110⁰ entre las
falanges proximal y media.
3. Soportar la carga axial que generan los tendones y
ligamentos sobre la articulación interfalángica
proximal (IFP).
30
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Luego de un estudio de las opciones de materiales
biocompatibles existentes en el mercado venezolano y la
consulta a ingenieros especialistas en materiales, se definió
el Polietileno de Ultra Alto Peso Molecular (en inglés
UHMWPE) [5] como el material para este prototipo. Con
estos datos se procedió a delimitar los requisitos de diseño,
que se enumeran a continuación:
1. Costo competitivo con respecto a prótesis
comerciales.
2. Debe contemplar un diseño biocompatible que se
adapte a las normas y estándares de seguridad para
el diseño de prótesis ISO 5834-1:2005 (Implantes
para cirugía. Polietileno de Ultra Alto Peso
Molecular parte1: Forma en polvo) y ISO 58342:2011 (Implantes para cirugía. Polietileno de Ultra
Alto Peso Molecular parte 2: Formas moldeadas).
3. Sus medidas deben coincidir con las de la
articulación interfalángica proximal, es decir debe
ser de tamaño reducido ya que debe entrar en el
espacio entre las falanges media y proximal.
4. El material debe estar disponible en el mercado
nacional.
5. El proceso de fabricación debe ser de bajo costo.
6. En flexión debe soportar cargas de hasta 95 N.
7. En extensión debe soportar cargas de hasta 17 N.
8. Vida útil de al menos 10 años.
9. Capaz de trabajar en líquidos viscosos (sangre).
con criterios como: vinculaciones a tendones, patrones
funcionales, grados de libertad de la articulación y la
opinión de cirujanos; se escogió el dedo medio como el
dedo modelo para el diseño. Basados en un estudio donde
se realizaron mediciones de las falanges de individuos con
desarrollo óseo completo (edades entre 18 y 69 años), se
promedió el largo de la falange media [6].
La selección del material se realizó bajo
recomendaciones de ingenieros especialistas en materiales,
así como también a partir de las experiencias de médicos y
pacientes. Se analizaron diferentes opciones de materiales,
como acero quirúrgico, titanio, cerámicas y polietilenos.
Para la elección final, los criterios de selección se basaron
en las propiedades del material, su biocompatibilidad, la
disponibilidad del mismo en el mercado nacional y
experiencias de pacientes (si es que ya existiese una
prótesis de dicho material). De esta manera, se identifica el
Polietileno de Ultra Alto Peso Molecular (UHMWPE)
como el material de fabricación del prototipo final. Las
propiedades de este material se detallan en la Tabla 1.
Con estos datos se procedió a realizar el diagrama de
cuerpo libre de la falange media del dedo modelo (dedo
medio o III). Por ser un hueso largo, que recibe cargas
perpendiculares al eje longitudinal, podemos comparar su
estructura con la de una viga; debido a esta similitud se
analiza la falange media como una viga simplemente
apoyada. Los vínculos son una articulación plana y un
rodillo; la articulación interfalángica proximal es una
articulación con un grado de libertad, igual que una
articulación plana. La articulación interfalángica distal es
distinta, ya que esta tiene cierto grado de libertad en un
plano más que la AIFP, por lo que es comparable con un
rodillo.
Se calcularon los esfuerzos de flexo-extensión a los que
se somete la falange y se compararon con el esfuerzo
admisible al cual se puede llevar el material. Al obtener
que el material escogido, UHMWPE, resiste la carga, se
continuó con el diseño básico.
Diseño detallado
Para dar inicio a esta siguiente fase, se elaboró la
geometría del prototipo. Se propusieron tres diseños que se
adaptan a la cavidad interfalángica; a través de un proceso
de selección ponderada se evaluaron las alternativas bajo
criterios como: estabilidad del prototipo, costo de
fabricación e inserción del mismo. Como resultado de esta
selección, se obtiene la alternativa 3 (mostrada en la figura
1) como la propuesta a desarrollar.
Tabla 2: Propiedades del UHMWPE [4]
Peso especifico
0.93 gr/cm3
Resistencia a la tracción
200 Kg/cm²
Resistencia a la compresión 45/80 Kg/cm²
Modulo de elasticidad
6000 Kg/cm²
Figura 1: (a) Alternativa 1, (b) Alternativa 2,
(c) Alternativa 3
Para el proceso de diseño se tomaron en cuenta la forma
y estructura de la cavidad medular de las falanges para
darle forma a los vástagos que serán insertados en estos.
Una forma piramidal es la ideal para esto, ya que permite la
estabilidad de la prótesis en la articulación, así como menor
invasión a la medula ósea.
A continuación se realizó un análisis estático, para el
cual se hizo pertinente el definir un dedo donde se
colocaría la prótesis, debido a los diferentes tamaños de las
falanges entre los dedos. En una matriz de ponderación y
Con las medidas promedio de las falanges y la
geometría planteada por la alternativa 3 (Figura 1 (c)), se
generan las estructuras que serán insertadas dentro de las
falanges proximal y media. La forma de bisagra que
31
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
presenta el prototipo (ver Figura 2) permite movimientos
de flexo-extensión que imitan la anatomía y fisiología de la
articulación interfalángica proximal.
Figura 4: Prototipo prótesis interfalángica proximal.
Esta estructura permite una inserción de mayor
comodidad para el cirujano. Por las características de su
material y la forma que presenta se plantea que el proceso
de fabricación sea el de moldeo por compresión.
Se realizó la construcción del prototipo final por
impresión 3D de ABS (Acrylonitrile butadiene styrene), de
esta manera se comprobó su funcionamiento mecánico.
Figura 3: Falanges media y proximal.
RESULTADOS
Del análisis estático, resultan los valores presentados en
la Tabla 2, que confirman la resistencia de la prótesis a las
solicitaciones evaluadas.
Tabla 2: Resultados del análisis estático
Promedio de la Inercia de
la sección transversal del
prototipo.
Esfuerzo máximo en
Flexión
Esfuerzo máximo en
Extensión
26.2484375 mm⁴
22.3336625 N/mm²
(0,68 kg/cm2)
11.4570172 N/mm²
(0,35 kg/cm2)
Figura 4: Prototipo final
El resultado es un prototipo de prótesis interfalángica
proximal que consta de tres piezas: un pasador y dos piezas
que se insertan una en la falange media y la otra en la
falange proximal. Puede observarse con detalle en la Figura
3.
El proceso de inserción que propuesto para este
prototipo implica un abordaje dorsal para la incisión
primaria. Con este método se procuran conservar intactos
los ligamentos de los dedos, de esta forma el tiempo de
recuperación es menor. Otra ventaja del abordaje dorsal es
que al no diseccionar el tendón, no existe la necesidad de
su reconstrucción lo que implica una reducción en las
probabilidades de fallar del implante.
CONCLUSIONES
-
32
El estudio de la anatomía y biomecánica de la
articulación
interfalángica
proximal,
permitió
caracterizar el movimiento de flexo-extensión vital para
el agarre y prensil de la mano, esencial para definir el
funcionamiento de la prótesis interfalángica proximal.
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
-
-
-
-
El diseño final seleccionado para la prótesis
interfalángica proximal reune un conjunto de
consideraciones relacionadas con todos los usuarios,
tanto los médicos cirujanos como los pacientes. Tales
consideraciones ofrecen como resultado el prototipo
presentado.
El biomaterial seleccionado fue el Polietileno de Ultra
Alto Peso Molecular, ya que sus características físicas,
químicas y mecánicas se adaptan a las necesidades de la
articulación. Así mismo, es un material que se
encuentra en el mercado venezolano.
Las funciones y requisitos de diseño permitieron
obtener una geometría que por su forma permite la
flexión y extensión de la articulación interfalángica
proximal.
El prototipo presentado se diseña para soportar los
esfuerzos calculados a los que se somete la articulación
interfalángica proximal.
REFERENCIAS
[1] Rosales-Borjas, D., Arévalo, M. y Ortiz-Ortiz, L.
(2009) Artritis Reumatoide: Importancia de los Antígenos
Citrulinados en el Diagnostico del Padecimiento.
Recuperado el: 3 de Febrero de 2014. Disponible en:
http://www.saber.ula.ve/bitstream/123456789/31377/1/arti
culo4.pdf
[2] Gibofsky, A. (2012). Overview of epidemiology,
pathophysiology, and diagnosis of rheumatoid arthritis.
The American Journal of Managed Care, Vol. 18.
Recuperado el: 3 de Febrero de 2014. Disponible en:
https://www.pharmacytimes.org/pdf/201212-01a.pdf
[3] Gray, H. (2008). Gray's Anatomy: The Anatomical
Basis of Clinical Practice. (6ta Ed.). Londres: Elsivier.
[4] Tecnología de los Plásticos (3 de Junio de 2014).
Polietileno De Ultra Alto Peso Molecular. Recuperado el
23 de agosto de 2014. Disponible en:
http://tecnologiadelosplasticos.blogspot.com/2011/06/polie
tileno-de-ultra-alto-peso.html
[5] Centro de la Mano, Universidad de Washington. (s.f.).
PIP Arthroplasty. Recuperado el 21 de septiembre de 2014.
Disponible en:
http://depts.washington.edu/uwhand/Procedures/hand/PIP_
Arthroplasty.php
[6] Binvignat, O; Almagià, A.; Lizana, P. y Olave, E.
(2012) Aspectos Biométricos de la Mano de Individuos
Chilenos. International Journal of Morphology, Vol 30, pp.
599-606. Disponible en:
http://www.scielo.cl/scielo.php?pid=S071795022012000200040&script=sci_arttext&tlng=pt
33
Diagnóstico
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
RM-1H CEREBRAL EN NÚCLEO FAMILIAR CON ANTECEDENTES DE
ESQUIZOFRENIA, AUTISMO Y DIAGNÓSTICO DE SÍNDROME DE
BLEULER
Torres Carolina1, Silva Ricardo1, Juaníco-Martínez Sofía2, García María Ariana3
1
Universidad Simón Bolívar
2
Instituto Montenegro
3
Clínica Sanatrix
e-mail: [email protected], [email protected], [email protected], [email protected]
RESUMEN
Se introduce un protocolo técnico de RM-1H a fin de contribuir con la imagenología al mejor diagnóstico y posterior
tratamiento posibles en el Síndrome de Bleuler. Con un sistema Philips de 1.5T se evalúa estructura y metabolismo cerebral
en 4 adultos de la misma familia con antecedentes de Esquizofrenia, Autismo y Diagnóstico de Síndrome de Bleuler, que
son comparados con 4 adultos sanos control. Se esperan alteraciones concurrentes en los pacientes del núcleo familiar
(AQ+) y divergentes con respecto al Grupo Control (AQ-). Los resultados muestran disminución de los hipocampos del
Grupo Paciente de mayor edad respecto a Grupo Control. En las pacientes AQ+ se observaron pequeñas hiperintensidades y
alteración de la relación mI/Cre respecto a valores referenciales en las regiones prefrontal derecho, hipocampo derecho,
hipocampo izquierdo, amígdala derecha. Se demuestra la ausencia de Demencia, presencia de Trastorno Metabólico
Cerebral; y, posible condición genética.
Palabras Clave: Esquizofrenia, Autismo, Síndrome de Bleuler, RM- 1H.
presentados a la comunidad científica en 1911 por el
psiquiatra suizo Paul Eugen Bleuler [4].
INTRODUCCIÓN
El Síndrome de Bleuler (SB), también llamado Trastorno
Biocognitivo (TB), es un Diagnóstico Diferencial por
medio del cual quedó evidenciado que la Esquizofrenia y el
Autismo ––así como otras patologías como la Bipolaridad,
Hiperactividad o Déficit de Atención–– son entidades
libres de Demencia e idénticas en su patogénesis, es decir:
en su origen, síntomas y curso. Explicado de otro modo: la
clínica realizada pudo demostrar que las mencionadas
afecciones son de etiología orgánica y/o biológica,
eventualidad que tiene la capacidad de impactar ––en
segundo término–– el sistema cognitivo del sujeto que las
padece alterando su conducta [1] [2] [3].
Bleuler utiliza el término Esquizofrenia para dar
nombre a una nueva patología médica ––que por primera
vez en la historia de la psiquiatría estaría libre de demencia
(deterioro cerebral)––, y por la cual la conducta del
individuo se veía alterada por una “escisión del proceso
psíquico”, es decir, por una falla en el metabolismo del
cerebro. Mientras que, con el Autismo, el erudito identificó
a uno de los síntomas más severos de la Esquizofrenia, o lo
que sería lo mismo: la Esquizofrenia nació como la entidad
nosológica y el Autismo como uno de los síntomas de ésta.
Por su parte, el Síndrome de Bleuler nace como
Diagnóstico Diferencial a partir del análisis y demostración
de la plena vigencia de los postulados originales de la
Esquizofrenia y Autismo de Bleuler [3]; ahora, con el uso
de las nuevas tecnologías.
El Síndrome de Bleuler fue presentado en el año 2011
por la investigadora Sofía Juaníco-Martínez, y publicado
por la revista Archivos Venezolanos de Psiquiatría y
Neurología bajo el título: El Síndrome de Bleuler: un nuevo
modelo nosológico donde se agrupan las entidades
Esquizofrenia, Autismo y otras patologías asociadas [1]
[2]; y, en el año 2013, por Sofía Juaníco-Martínez junto al
Dr. Ricardo José Silva Bustillos en la publicación científica
indexada “La Revista” órgano divulgativo de la Facultad
de Ciencias Médicas de la Universidad de Guayaquil,
Ecuador, bajo el título: “El Síndrome de Bleuler: Una
nueva interpretación sobre la Esquizofrenia y el Autismo”
[3].
En la actualidad, el Diagnóstico Diferencial del
Síndrome de Bleuler ha evidenciado su validez al poder
diagnosticar adecuadamente a personas adultas ––que
generalmente poseen varias catalogaciones previas como:
Autismo, Síndrome de Asperger, Bipolaridad, Déficit de
Atención, Depresión, Adicción, Hiperactividad y otras––
quienes luego de recibir un tratamiento adecuado a su
condición, y en un tiempo prudencial (12 a 18 meses)
logran disfrutar, por primera vez en la vida, de niveles
óptimos de control y con ello de autorrealización familiar,
afectiva, social y productiva.
La historia científica registra que los vocablos
Esquizofrenia y Autismo fueron dos neologismos
35
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Ahora bien, dado que el gran aporte a la humanidad del
psiquiatra Paul Eugen Bleuler fue demostrar la existencia de
enfermedades mentales libres de Demencia, y el mayor
error diagnóstico en la clínica psiquiátrica y psicológica
actual insólitamente es el mismo que sucedía en tiempos de
Bleuler (hace cien años) es decir, se sigue confundiendo la
conducta de personas con desintegración mental
(Demencia) con las que no la tienen ––lo que afecta
especialmente al ámbito de los llamados Trastornos
Generalizados del Desarrollo––, se introduce un nuevo
protocolo técnico en imagenología para el análisis del
Síndrome de Bleuler que permite descartar la ausencia de
daños en la estructura (ausencia de Demencia); demuestra
la presencia de alteraciones metabólicas cerebrales
(presencia de Esquizofrenia), así como una posible
condición genética, con lo cual los autores pretenden
contribuir ––utilizando la imagenología–– a la constitución
de métodos de diagnóstico verdaderamente precisos y con
ello al establecimiento de las mejores opciones de
tratamiento posible.
Tabla I. Características de la muestra
Medicación
Diagnóstico
previo/Diagnóstico
actual
Paciente (P)
P-35
35
Bromazepam
P-37
37
Bromazepam
P-69
P-71
69
71
Ninguna
Ninguna
Esquizofrenia/
Esquizofrenia y
Síndrome de Bleuler
Autismo/Autismo y
Síndrome de Bleuler
No posee
No posee/
Esquizofrenia y
Síndrome de Bleuler
Control (C)
C-29
C-37
C-60
C-65
29
37
60
65
Ninguna
Ninguna
Ninguna
Ninguna
-----
Cuestionario AQ. Se aplica el Cuestionario “Cociente de
Espectro Autista (AQ: Autism Spectrum Quotient)” de los
investigadores
Baron-Cohen y Wheelwright,
para cuantificar los posibles rasgos autistas en GP y GC. El
Cuestionario AQ también ha demostrado su validez para
diferenciar TEA, Síndrome de Asperger y Esquizofrenia [5,
6, 7, 8].
Para la aplicación de las Técnicas e Instrumentos
empleados en esta investigación ––y en cumplimiento a la
normativa vigente del Fondo Nacional de Ciencia,
Tecnología e Innovación [9]–– el GP y el GC suscribieron
individualmente el correspondiente Consentimiento
Informado.
A. Muestra
La muestra denominada Grupo Paciente (GP) está
compuesta por cuatro mujeres con edad de 53±19.66 años
que para este estudio serán identificadas con las
abreviaciones: P-35, P-37, P-69, P-71 en este orden (el
número que sigue a la letra “P” hace referencia a la edad de
la persona objeto del estudio).
El GP fue seleccionado por pertenecer a una misma
familia con cuatro generaciones en las que se han realizado
diagnósticos de: Esquizofrenia, Autismo, Déficit de
Atención, Trastorno Bipolar, Adicción al Alcohol y
Retardo Mental. Los resultados de los estudios realizados
sobre el GP se comparan con la Muestra denominada
Grupo Control (GC) compuesta por cuatro mujeres con
edad de 47.75±17.46 años que para este estudio serán
identificadas con las abreviaciones: C-29, C-37, C-60 y C65, las cuales poseen las siguientes características:

Edad
(años)
B. Cuestionario y Consentimiento Informado
METODOLOGÍA





Participante
y Grupo
C. Adquisición y análisis de IRM
Las imágenes fueron obtenidas en el Centro Compañía
Anónima Resonancia Magnética (CAREMA), ubicado en
la ciudad de Caracas, Venezuela, con un sistema de
Resonancia Magnética de Protones de Hidrógeno (RM- 1H)
marca Philips modelo Achieva 1.5T, con bobina de cráneo
con 4 canales de recepción de Radiofrecuencia (Sense
Head Coil 1.5T).
Género: femenino.
Edades cronológicas similares al GP.
Nivel educativo similar a GP.
Exentas de trastornos psicológicos o psiquiátricos.
Sin antecedentes familiares de Esquizofrenia,
Autismo u otras patologías psiquiátricas.
Libres de consumo de sustancias psicotrópicas,
cigarrillos, alcohol o drogas.
Para visualización de IRM, las observaciones fueron
realizadas en Estaciones de Trabajo con las herramientas
del software de aplicación Philips Release 2.6.3.
Para los cálculos volumétricos de las partes del encéfalo
se usó el programa Freesurfer, versión 5, en un procesador
de 2.5GHz con 8 GB de DDR SDRAM, el software está
disponible
y
gratuito
en
internet
(http://surfer.nmr.mgh.harvard.edu/), el cual consiste en un
conjunto de herramientas automatizadas para la
reconstrucción de la superficie cortical del cerebro y
segmentación de regiones a partir de data de IRM extraída
En la Taba I se resumen las características de la muestra.
36
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
de la secuencia T1-ponderado 3D, obtenida en el mismo
sistema de RM-1H.
RESULTADOS
Los resultados de los informes estructurales según
observación del médico radiólogo no reportan alteraciones
morfológicas en GP y GC. No se encontraron evidencias de
eventos isquémicos hiperagudos ni subagudos basado en
difusión y mapeo ADC. Los resultados de la medición
volumétrica soportan algunas diferencias reportadas que
han sido asociadas con Esquizofrenia y Autismo [11],
como la reducción del volumen de los hipocampos y
alargamiento ventricular, entre otras. Sin embargo, no se
tienen evidencias suficientes que relacionen estas
diferencias con condición degenerativa de la estructura.
Adicionalmente, estudios anteriores observaron que las
alteraciones estaban presentes en pacientes con un primer
brote de enfermedad y los estudios longitudinales
determinaron que la dilatación ventricular relativa no se
incrementa a lo largo del tiempo [12].
En la Tabla II se aprecia la información de secuencias y
parámetros de adquisición del protocolo para IRM.
Tabla II. Protocolo de IRM
*Tiempo de Inversión (TI) = 400 ms. ᶲÁngulo de inclinación (flip angle)
= 7° para volumetría con el software Freesurfer.
Se detectan pequeños focos de Hiperintensidades en
sustancia gris y sustancia blanca en las féminas P-35, P-37
y P-71 del grupo paciente, como los que se muestran en la
figura 1, lo que podría indicar una característica a tomar en
cuenta en futuras investigaciones; igualmente, comparando
con los resultados obtenidos de la aplicación del
cuestionario AQ, se observaron hiperintensidades en las
pacientes que presentaron los puntajes más altos en el
cuestionario AQ.
D. Adquisición y análisis de ERM
Para los estudios de ERM se utiliza el método de
adquisición de eco estimulante o STEAM (STEAM:
Stimulated Echo Acquisition Mode, por sus siglas en
inglés) que maneja un tiempo de eco más corto, tiene una
mejor supresión del agua, y es capaz de identificar más
metabolitos. El volumen de los vóxeles se encuentra en la
Tabla III. Se utiliza un tiempo de eco corto de 31
milisegundos (TE = 31 ms).
Tabla III. Protocolo de ERM
Figura 1. Dos focos de hiperintensidad de señal en la
sustancia blanca profunda periatrial circundante a las
astas occipitales: a) foco de 3.6 mm en el lado izquierdo
y b) foco de 4.6 mm en el lado derecho; en P-35.
Fueron analizados los picos de los metabolitos, NAcetil-Aspartato (NAA) a 2.0 ppm, Colina (Cho) a 3.2
ppm, Creatina (Cre) a 3.0 ppm, Lípidos (Lip) entre 0,9 y
1,3 ppm, Lactato (Lac) a 1.3 ppm, mioinositol (mI) a 3.56
ppm, complejo glutamina-glutamato (Glx) a 2.1-2.4 ppm;
para ello se tuvo en cuenta las relaciones de metabolitos,
tomando la Cre como referencia. Usar un metabolito como
referencia permite cuantificar la concentración de
metabolitos, y se ha sugerido que la sumatoria de Cr y
fosfocreatina es relativamente constante en el cerebro
humano [10].
Con los resultados obtenidos en ERM es descartada la
presencia de desintegración cerebral y Demencia en el
grupo paciente debido a que no existen alteraciones
morfológicas de mayor relevancia en conjunto con
disminuciones del metabolito NAA/Cre y aumento del
metabolito Cho/Cre. En tanto, se evidencia en el GP el
valor de la relación mI/Cre sobre el rango normal de
Danielsen y Ross [13] y valores referenciales de Carema,
C.A., en las regiones de prefrontal derecho, hipocampo
37
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
derecho, hipocampo izquierdo, amígdala derecha, lo que
indica alteración del metabolismo glial en estas zonas.
[4] Bleuler, E. (1960): La Demencia Precoz o el
Grupo de las Esquizofrenias, Editorial Horme.
Buenos Aires, Argentina.
[5] Baron-Cohen, S., Wheelwright, S., Skinner, R.,
Martin, J., Clubley, E. (2001): The AutismSpectrum Quotient (AQ): Evidence from Asperger
Syndrome/High-Functioning Autism, Males and
Females, Scientists and Mathematicians, Journal
of Autism and Developmental Disorders, Vol. 31,
N° 1, pp 5-17.
[6] Wouters, S., Spek, A. (2011): The use of the
Autism-spectrum Quotient in differentiating highfunctioning adults with autism, adults with
schizophrenia and a neurotypical adult control
group, Research in Autism Spectrum Disorders,
Vol.
5,
N°
3,
pp
1169-1175.
doi:10.1016/j.rasd.2011.01.002.
[7] Baron-Cohen, S.; Wheelwright, S. (2004): The
Empathy Quotient: An Investigation of Adults with
Asperger Syndrome or High Functioning Autism,
and Normal Sex Differences, Journal of Autism
and Developmental Disorders, Vol. 34, Nº 2, pp
163–175.
[8] Wheelwright, S., Auyeung, B., Allison, C., BaronCohen, S. (2010): Defining the broader, medium
and narrow autism phenotype among parents
using the Autism Spectrum Quotient (AQ),
Molecular Autism, 1:10. doi:10.1186/2040-23921-10
[9] Ministerio del Poder Popular para Ciencia,
Tecnología e Industrias Intermedias (2008):
Código de Bioética y Bioseguridad, Fondo
Nacional de Ciencia, Tecnología e Innovación,
Edición 3, Venezuela.
[10] Barker, P. (2004): Fundamentals of MR
spectroscopy, Sección 1, pp 7-26. En: Gillard, J.,
Waldman, A., Barker, P. (2004): Clinical MR
Neuroimaging:
Diffusion,
Perfusion
and
Spectroscopy, Cambridge University Press, UK,
853 páginas.
[11] Gaser, C., Nenadic, I., Buchsbaum, B., Hazlett, E.,
Buchsbaum, M. (2004). Ventricular Enlargement
in Schizophrenia Related to Volume Reduction of
the Thalamus, Striatum, and Superior Temporal
Cortex, American Journal of Psychiatry, Vol. 161,
pp 154–156.
[12] Ortuño, F., Soutullo, C., Pla, J., Molero, P.,
Landecho, I., Rapado, M. (2005): Avances de la
investigación biológica en la esquizofrenia:
aportaciones de Neuroimagen funcional, Rev.
Med. Univ. Navarra, Vol. 49, Nº 2, pp 16-23.
[13] Danielsen, ER., Ross, B. (1999): Magnetic
resonance spectroscopy diagnosis of neurological
diseases, Editor Marcel Dekker, Inc.
CONCLUSIONES
De la investigación teórica y técnica realizada pudo
concluirse lo siguiente:



Según resultados de IRM realizados a GP, los
cuales fueron cotejados con GC, literatura y
antecedentes: se concluye que GP presenta una
estructura cerebral conservada.
Según resultados de ERM realizados a GP, los
cuales fueron cotejados con GC, literatura y
antecedentes: se concluye que GP presenta
alteración de metabolismo cerebral, en cada uno
de los miembros de este grupo.
Según resultados del estudio del Ámbito Nuclear,
Entrevistas, aplicación de Cuestionarios y pruebas
de IRM y ERM realizadas a GP, que fueron
comparados con GC, literatura y antecedentes:
puede sugerirse que el trastorno padecido por GP
es hereditario.
El cuadro conclusivo de la presente investigación ––
ratifica–– que el Diagnóstico Diferencial del SB es
acertado en cuanto a la ausencia de daños en la
estructura; presencia de alteraciones en el metabolismo
cerebral y posible condición genética.
RECONOCIMIENTO
Esta investigación fue posible gracias al valioso aporte de
CAREMA por permitir usar los equipos para la adquisición
de los estudios.
REFERENCIAS
[1] Juaníco-Martínez, S. (2011): El Síndrome de
Bleuler: un nuevo modelo nosológico donde se
agrupan las entidades esquizofrenia, autismo y
otras
patologías
asociadas,
Archivos
Venezolanos de Psiquiatría y Neurología, Edición
Julio/Diciembre, Vol. 57, Nro.117, pp. 6-23.
[2] Juaníco-Martínez, S. (2012): El Síndrome de
Bleuler: un nuevo modelo nosológico donde se
agrupan las entidades esquizofrenia, autismo y
otras patologías asociadas (Parte II), Archivos
Venezolanos de Psiquiatría y Neurología, Edición
Julio/Diciembre, Vol. 58, Nro.119, pp 18-25.
[3] Juaníco-Martínez, S., Silva, R. (2013): El
Síndrome de Bleuler: una nueva interpretación
sobre la Esquizofrenia y el Autismo, La Revista,
Edición Abril/Junio, Vol. 16, Nro.2, pp 8-14.
38
Ingeniería Clínica
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
¿CÓMO MEJORAR LA CALIDAD DE LOS SERVICIOS MÉDICOS EN
VENEZUELA?
Mijares-Seminario, Rodrigo1, Rincón Elena2, Hernández Leicy1, Quintero Lercy3, Valero Carlos4
1
Dpto. de Tecnología de Procesos Biológicos y Bioquímicos de la USB
2
Unidad de Políticas Públicas de la USB
3
Dpto. de Electrónica y Circuitos, USB
4
Dpto. de Procesos y Sistemas de la USB
e-mail: [email protected]
RESUMEN
Mediante una metodología desarrollada por la Organización Panamericana de la Salud (OPS 2001), basada en las
Funciones Esenciales de Salud Pública (FESP), se evaluó el desempeño de las autoridades sanitarias del Ministerio de Salud
de Venezuela. El propósito fue identificar las fortalezas y debilidades de la estructura de salud pública. La “Garantía y
mejoramiento de la calidad de servicios de salud individuales y colectivos” obtuvo el menor puntaje (0,06), el promedio para
América Latina fue de 0,21. Método: con la finalidad de conocer las mejoras en esa débil función esencial, se analiza la
página web del MPPS, el Plan Nacional de Salud 2014-2019 y nuestras investigaciones. Resultados: Se pudo evidenciar que
las políticas para mejorar la morbimortalidad no han sido discutidas con las sociedades científicas y universidades públicas.
Igualmente, la publicación en dicha página web es incompleta y no tienen una garantía de cumplimiento en sus
establecimientos.
Palabras Clave: evaluación, desempeño institucional, calidad, gestión de las tecnologías en salud.
en sus artículos 83 y 84. De igual forma, la Ley Orgánica
del Sistema de Seguridad Social en su art. 18 [4] y La Ley
Orgánica del Sistema Venezolano para la Calidad [5].
Conocidos estos antecedentes, la OPS emprendió el
proyecto denominado “Medición del Desempeño de las
Funciones Esenciales de Salud Pública” (FESP) a todos los
países de la América. En febrero 2001, se realizó en Caracas
la evaluación del Ministerio de Salud. El proceso de
evaluación fue realizado por setenta y cuatro directores de
línea del Ministerio y seis invitados externos a la
institución, dos de los cuales pertenecían a la Universidad
Simón Bolívar (USB) [6]
La valoración de los resultados se expresa como: uno (1)
“excelente”, se cumplen todos los preceptos, y cero (0) “no
cumple”. La gráfica 1 muestra los resultados de la
evaluación. Como puede observase, la FESP 9 denominada
“Garantía y mejoramiento de la calidad de servicios de
salud individuales y colectivos” fue la de menor
calificación. Esta función esencial consta de cuatro
indicadores (ver gráfico 2), a saber: a) Definición de
estándares para el mejoramiento de la calidad de los
servicios de salud individuales y colectivos (puntaje de
0,05); b) Mejoría de la satisfacción de los usuarios con los
servicios de salud (puntaje de 0); c) Sistema de gestión
tecnológica y de evaluación de tecnologías en salud para
apoyar la toma de decisiones en salud pública (puntaje de
0,20) y d) Asesoría y apoyo técnico a los niveles
INTRODUCCIÓN
El objetivo del trabajo es la de presentar un a porte a la
solución de las precaria situación de los servicios médicos.
Es decir, en primera instancia nos limitaremos a la medicina
curativa, en otros trabajos mencionaremos la medicina
preventiva, predictiva y de promoción a la salud. La Calidad
de los Servicios de Salud (CSS) para Lohr [1] se entiende
como: “El grado en el cual los servicios de salud para
individuos y poblaciones mejoran la posibilidad de lograr
los resultados deseados en salud y son congruentes con los
conocimientos profesionales actuales”
Para los autores la CSS es el cumplimiento de los
protocolos médicos (medicina por evidencia, insumo
fundamental para el desarrollo de políticas públicas),
acompañados con la tecnología apropiada, con un bajo
riesgo de infecciones intrahospitalaria y una percepción del
paciente en cuanto a la atención por parte de los médicos y
enfermeras.
La definición de Políticas Públicas: son los que expresan
de manera directa los intereses colectivos y que favorecen
los consensos sociales. Por tal motivo, disminuir la
morbimortalidad y contribuir así al mejoramiento de las
condiciones de salud de la población constituye una meta
que toda sociedad desea alcanzar [2].
La CSS se encuentra consagrada en diferentes
instrumentos legales del país. La Constitución Nacional [3]
40
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
subnacionales de salud para asegurar la calidad de los
servicios (puntaje de 0). Tomando en cuenta estas
circunstancias se decide como objetivo de este trabajo,
evaluar en agosto del 2014 lo realizado por el MPPS para
mejorar la calidad de la asistencia médica.
a) Definición de estándares para el mejoramiento de la
calidad de los servicios de salud individuales y colectivos:
se observan que hay once (11) políticas públicas o
estándares definidas en la página web del MPPS. Muchas
de esas políticas no están completas. Por ejemplo la
Cardiovascular solo tiene la misión y visión, adolece de las
estrategias para su mejoramiento, por otra parte, son poco
conocidas en el ámbito de las sociedades científicas.
Podemos evidenciar, que no fueron discutidas con las
sociedades científicas y universidades públicas con
ascendencia científica en el área de la salud. Igualmente se
observa que no hay una garantía clara para su
cumplimiento. Las directrices del Plan Nacional de Salud
2014-2019 no mencionan para mejorar la salud el apoyo de
las clínicas privadas y si basa su desarrollo en un espíritu
integrador ideológico y filosófico en una red de comunas.
Gráfica 1. Resultados de la medición de las FESP [6]
b) Mejoría de la satisfacción de los usuarios con los
servicios de salud: no existe en la página web alguna
información que evidencie alguna forma de conocer la
satisfacción de los usuarios que utilizan la red pública de
salud (por ejemplo una encuesta). Aparentemente las
comunas serían los portavoces de esa satisfacción. Lo que
sería adverso a la real concepción de la satisfacción de los
que utilizan la red de salud.
c) Sistema de gestión tecnológica y de evaluación de
tecnologías en salud para apoyar la toma de decisiones en
salud pública: Si las decisiones de salud pública (políticas
públicas) son muy precarias, ¿cómo generar la adecuación
de tecnologías para las principales causas de mortalidad y
morbilidad en el país?. En el Plan Nacional de Salud 20142019 se prevé crear organismos públicos en este campo,
pero insistimos que debe ser bajo las premisas de cómo
mejorar la morbimortalidad del venezolano.
Gráfica 2. Análisis de la FESP9 [6]
METODOLOGÍA
Para conocer lo realizado por el MPPS se revisará la
página web de dicho Ministerio y tomando en cuenta el
conocimiento previo que se tiene de la situación de la salud
venezolana [7-11]. Igualmente se revisa el Plan Nacional de
Salud 2014-2019 [12]
La importancia de la pagina página web es en esencia
una tarjeta de presentación digital del MPPS, un sitio donde
se plasma su organización, políticas e información
relevante. Por tal motivo, es esencial analizar su contenido
para describir sus estrategias a corto, mediano y largo plazo.
d) Asesoría y apoyo técnico a los niveles subnacionales de
salud para asegurar la calidad de los servicios: si a nivel
nacional no hay políticas públicas claras, discutidas y
conocidas sería muy difícil el asesoramiento a los niveles
subnacionales.
Con los resultados aportados, a continuación y como un
aporte a la discusión en la medicina curativa, podemos
mejorar la situación de un servicio médico siguiendo los
pasos descritos en la figura No. 1. A continuación la
explicación detallada.
En caso de que se requiera mejorar un hospital,
especialmente un servicio médico, se requiere conocer los
recursos con lo que cuenta (recursos humanos, planta
física, equipamiento, costo por paciente o recursos
RESULTADOS
Se analizan los cuatro indicadores que fundamentan la
“Garantía y mejoramiento de la calidad de servicios de
salud individuales y colectivos”.
41
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
instituciones privadas la UGTS se encuentra capacitada
para comenzar a mejorar las instituciones de salud.
financieros y los riesgos que están expuestos (infecciones
intrahospitalarias).
Posteriormente
evaluamos
el
desempeño institucional del servicio médico, medido por
su efectividad (cobertura y Calidad) [13], con base a un
estándar o política. En cuanto a los procesos debemos
definir el problema tipo “Fin”. Quiere decir la patología o
patologías que deseamos mejorar el cumplimiento de la
medicina por evidencia.
CONCLUSIONES
Se evidencia un compromiso en el ámbito internacional
por mejorar la calidad de los servicios de salud. La UGTS,
adscrita a FUNINDES de la USB propone una metodología
para ser aplicada a los servicios médicos para mejorar la
calidad de la asistencia médica. Indudablemente se
requieren políticas públicas discutidas con los actores
fundamentales del país para lograr su conocimiento y
cumplimiento como el primer paso. Sin embargo, con el
conocimiento de los estándares o medicina por evidencia se
puede generar una mejoría sustancial en los hospitales
públicos de Venezuela.
Un largo camino se ha recorrido en la búsqueda por
mejorar la calidad de los servicios de salud, sin embargo,
estamos conscientes que aún queda mucho camino por
recorrer y que la propuesta presentada es sólo el inicio de
una nueva etapa en dicha búsqueda.
REFERENCIAS
Figura 1. Planificación para el mejoramiento de la
calidad en los hospitales de Venezuela.
[1] Lohr K. (1990). Medicare. A Strategy for Quality
Assurance. Vol. I, Vol. II. Washington, DC: Institute of
Medicine, National Academy Press.
[2] Dunn, W. (1994). Public Policy Analysis: An
Introduction. Segunda Edición, editorial Hall. University of
Pittsburgh. EE.UU.
[3] Constitución Nacional de la República Bolivariana de
Venezuela. (2000). Caracas. Venezuela.
[4] Ley Orgánica del Sistema De Seguridad Social (2000).
Gaceta Oficial No. 3.054. Caracas. Venezuela.
[5] Ley Orgánica del Sistema Venezolano para la Calidad
(30 de diciembre de 2002). Gaceta Oficial de la República
de Venezuela Nº 4 025. Caracas.
[6] Mijares R; Lara L; Rincón E. (2002). Evaluación del
Desempeño de las Funciones Esenciales de Salud Pública:
Caso Venezuela. I Congreso Venezolano de Bioingeniería.
Coro. Venezuela.
[7] Lara-Estrella, L (1991). “Estudio Clínico sobre la
Gestión Tecnológica en el Sector Salud Venezolano”.
Trabajo de ascenso no publicado. Universidad Simón
Bolívar. Caracas.
[8] Lara-Estrella, L (1991). El Mantenimiento como parte
integrante de la Gerencia y Gestión Tecnológica en el
Ámbito Hospitalario. Documento presentado a la Comisión
Posteriormente debemos requerir los servicios o
estándares que se van a mejorar en un futuro que debe estar
en los próximos cinco años. Se calculan los recursos
financieros que se deben disponer para acometer el
proyecto (es un cálculo muy aproximado) y se determina si
la institución tiene fuerza financiera para acometer el
proyecto.
Si es positivo, se proyecta el hospital futuro. Son cuatro
los elementos fundamentales: el dimensionamiento de la
estructura arquitectónica (puede ser una remodelación o
una obra nueva). El plan de equipamiento, siguiendo las
normativas nacionales e internacionales. El plan de
desarrollo de e-salud en general, especialmente las historias
clínicas
digitalizadas
las
telecomunicaciones
y
telemedicina. Por último, desarrollar la cultura de la calidad
al gestionar la institución con la filosofía de la ISO
9001/2015 que uno de sus puntos fundamentales es el
desempeño institucional.
Para la ejecución de la metodología, la Unidad de
Gestión de Tecnología en Salud (UGTS), adscrita a la
Fundación de Investigación y Desarrollo (FUNINDES) de
la Universidad Simón Bolívar (USB) se ha preparado en las
Normas Internacionales ISO. Actualmente sus integrantes
han realizado cursos sobre ISO 9001 y la 13.485.
Igualmente a lo largo de la ejecución de más de 45
proyectos a nivel nacional, estadal, municipal o
42
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
de Asuntos Sociales del Senado de la República de
Venezuela. Caracas.
[9] Mijares-Seminario, R. (1995). “La Tecnología
Hospitalaria en Venezuela”. III Coloquio Venezolano de
Bioingeniería. Caracas: Venezuela.
[10] Mijares-Seminario, R y Lara-Estrella, L. (1997).
Establishment of a Clinical Engineering Department in a
Venezuelan National Reference Hospital. Journal of
Clinical Engineering, , vol 22, No. 4 pp 239-248
July/August.
[11] Mijares-Seminario, R y Lara-Estrella, L. (2001). La
Infraestructura de los Hospitales Venezolanos. Congreso
Latinoamericano de Ing. Biomédica. La Habana, Cuba.
[12] MPPS (2014) Plan Nacional de Salud 2014-2019.
Página web del MPPS. Caracas. Página web del MPPS
http://www.mpps.gob.ve/
[13] Mijares R, Rincón R, Azpúrua L, Reyes R. (2014)
“Aumento de la cobertura en detrimento de la Calidad de la
Atención en un Servicio de Cardiología: estudio de caso en
Caracas-Venezuela” Revista Gaceta Médica de Caracas.
122 (2): 107-114.
43
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
PLATAFORMA WEB PARA LA GESTIÓN TECNOLÓGICA DEL ÁREA
QUIRÚRGICA DE LA CLÍNICA VIRGEN DE GUADALUPE C.A DEL ESTADO
FALCÓN.
M.F. Tena, L.A. Chirinos
Universidad Nacional Experimental “Francisco de Miranda”.
e-mail: [email protected]
RESUMEN
La Clínica Virgen de Guadalupe C.A es una institución de servicios de salud que invierte considerablemente en
equipamiento para el área quirúrgica, en conformidad con su visión estratégica que correlaciona la calidad de sus servicios
con la tecnológica médica. Pese a que la institución considera a la tecnología como importante; no contempla en su esquema
organizacional un modelo de gestión de tecnologías que permita obtener datos relevantes del equipamiento médico, para
orientar la toma de decisiones en la implementación de una Gestión de Tecnología Médica. El desarrollo de una plataforma
web basada en PHP, con interfaz amigable contribuye al actual modelo gestión de la institución, proporcionando datos para
el desarrollo de indicadores de gestión, que facilitan la ejecución de acciones sistemáticas del trabajo gerencial y a los
prestadores de servicio de mantenimiento; considerando la relación costo/beneficio, promoviendo la eficacia y eficiencia de
la gestión, y la calidad del servicio clínico.
Palabra Clave: Tecnología Médica, Gestión Tecnológica, Software, Calidad.
atención en el cuidado asistencial de los pacientes y a la
vez parte del problema actual a nivel mundial; mencionan
cuatro principales factores que disminuyen la capacidad de
aprovechamiento de los beneficios de las tecnologías
médicas, entre los que destacan un inadecuado plan para la
implementación de nuevas tecnologías a la práctica médica
y un incorrecto plan de mantenimiento, lo que sugiere que
si estas dos existiesen, entonces el beneficio percibido a
través de estas serían mayores. Como se mencionó
anteriormente, debido a la variedad tecnológica existente,
es necesario gestionarlas de manera eficaz, en miras a
prestar un servicio de calidad que satisfaga las necesidades
de los usuarios y pacientes.
El avance de los sistemas informáticos hoy en día, ha
evolucionado eficientemente la manera en que se almacena
y procesa la información favoreciendo la gestión
tecnológica, referente a ello T. Cohen, N. Cram [4]
comentan que los Sistemas de Gestión de Mantenimiento
Computarizado (CMMS) se han vuelto una herramienta
útil para el soporte de la tecnología. Aun si se habla de la
gestión de pequeñas empresas de servicios técnicos o una
organización de servicio internacional, casi todos los
equipos médicos de las organizaciones son soportados a
través de algún tipo de CMMS en sus operaciones.
La Clínica Virgen de Guadalupe C.A es una institución
de servicios de salud que en la búsqueda de promover la
calidad de sus servicios invierte en la adquisición de
tecnologías útiles para la atención médica en todas las áreas
clínicas, en especial el área quirúrgica donde se encuentran
INTRODUCCIÓN
Los centros asistenciales de salud han centrado sus
esfuerzos en mejorar los servicios y la calidad de atención
principalmente en los aspectos médicos y administrativos,
sin embargo, son más las instituciones de salud que
fundamentan la calidad de sus servicios en la tecnología
que ellos posee, hecho que es considerablemente razonable
debido a la cantidad de nuevas tecnologías médicas que día
a día se desarrollan y los grandes beneficios que estás
ofrecen. Según L. Estrella [1] se calcula que existen
actualmente 50.000 tipos diferentes equipos médicos y
cada año se agregan unos 5.000 más a la lista de nuevas
tecnologías, lo que ha introducido la necesidad de
gestionarlas eficazmente. L. Vilcanhuamán, R Rivas [2]
mencionan que el término gestión tecnológica hace
referencia a variedad de actividades que tiene como
propósito asegurar el uso óptimo de los recursos
tecnológicos con que cuenta una institución de salud, esto
son el equipamiento médico, los sistemas de comunicación
y planta física, a su vez tal gestión vela por el confort y la
seguridad de los pacientes y usuarios de la institución.
Hoy en día la atención de salud no solo es trabajo de los
médicos sino de aquellos que están capacitados para la
gestión de la tecnología médica sobre la cual los médicos
soportan sus actividades. Los procesos de gerencia
tecnológica han abierto un camino para obtener mayores
beneficios de la tecnología médica. Sin embargo, G.
Powell-Cope, A. L. Nelson, E. S. Patterson [3] señalan que
la tecnología médica ha venido a ser parte de la solución de
44
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
la institución. Se observaron siete aspectos relevantes:
Equipos con Codificación (EC), Existencia de un sistema
de control del mantenimiento (SCM), Equipos con
Historial de Falla (EF), Equipos con Registro
Administrativo (ERA), Equipos con manuales y
documentación operativa (EMD), Equipos Registrado en
Inventario (ERI) y Equipos Operativos (EO). En el eje de
las abscisas se especifican las observaciones realizadas, y
su medida porcentual en el eje de las ordenadas.
100% 100%
100%
72,35%
50%
EO
ERI
EMD
Considerando los objetivos planteados, éste proyecto se
llevó a cabo en la Unidad Quirúrgica de la Clínica Virgen
de Guadalupe C.A, enmarcada en una investigación de tipo
factible, orientada al diseño de campo según la definición
del manual de grado de la UPEL[5], por medio de las
cuales, el desarrollo de una plataforma web para la gestión
de la tecnológica, surge del deseo de establecer métodos
tecnológicos que aseguren el mejoramiento en la calidad de
los servicios prestados a través de las tecnologías médicas,
dando respuestas basadas en los datos obtenidos mediante
observaciones a la población, y la realización
de
entrevistas no estructuradas,
elaboradas al personal
médico, enfermero y administrativo de la institución
vinculada con la gestión de tecnología médica del área
quirúrgica, dando como resultado la presentación de una
propuesta.
La población definida según M. Balestrini [6], es
cualquier conjunto de elementos de los cuales se pretende
indagar y conocer sus características. La muestra según C.
A. Bernal [7] “es la parte de la población que se selecciona,
de la cual realmente se obtiene la información para el
desarrollo del estudio y sobre la cual se efectuaran la
medición y la observación de las variables de estudios”,
Dada las características de la población y la muestra ambas
pequeñas y finitas, se seleccionaron como objetos de
estudios e investigación, a todos los equipos médicos del
área quirúrgica que lo conforman. Como consecuencia no
se aplicaron los criterios muéstrales, que extraen un
subgrupo de población para reducir el universo, debido a
que en éste caso dada la investigación especifica no es
necesario.
EHF
EC
0%
SCM
METODOLOGÍA
23,41%
0% 0% 0%
ERA
diversos equipos medios, que ameritan ser gestionados
eficazmente.
La investigación tiene como objetivo el desarrollo de
un instrumento informático gerencial basado en una
plataforma web que facilite la obtención datos para el
desarrollo de indicadores de gestión tecnológica,
facilitando la ejecución de acciones sistemáticas de trabajo
a los prestadores de servicio de mantenimiento y la toma
de decisión gerencial en La Clínica Virgen de Guadalupe
C.A. promoviendo la visión y misión empresarial en la
relación calidad/tecnología, elevando el nivel de calidad
de los servicios generados en un proceso de mejora
continua en el servicio de salud que la empresa entrega.
Datos
Obtenidos
Grafico 1, Resultados de la Observación.
La entrevista se encuentra formulada por once
preguntas, las cuales abarcan interrogantes que van desde
promoción de la calidad del servicio por parte de la clínica
hasta la consideración y los aportes que del desarrollo de
una plataforma web de gestión tecnológica. A continuación
se expondrán resultados de los puntos que se consideraron
más determinantes para la investigación:
Tabla 1, Preguntas Relevantes en la entrevista al
personal, con su respuestas expresadas en números
porcentuales.
Preguntas:
¿La Clínica Virgen de Guadalupe C.A, promueve la calidad de
su servicio invirtiendo en tecnologías útiles para la atención
médico – quirúrgica?
¿La institución cuenta con una base de datos actualizada, que
proporcione oportunamente inventario, estimación de costo de
mantenimiento, rendimiento tecnológico, vida útil del
equipamiento médico del área quirúrgica?
¿El actual modelo de gestión tecnológica permite monitorear,
controlar y mantener dicha tecnología, evaluando;
costo/beneficio, mantenimiento, adquisición, rendimiento, vida
útil, adiestramiento, calidad del servicio, entre otros?
¿Considera que el aprovechamiento de una herramienta
tecnológica disminuiría los costos de mantenimiento y
mejoraría la calidad y eficiencia del servicio clínico?
Si
No
100%
0%
90%
10%
30%
70%
100%
0%
Según la información obtenida, La Clínica Virgen de
Guadalupe C.A, como se observa en el Grafico 1, presenta
un déficit de información que tiene como consecuencia, la
desinformación en cuanto al servicio técnico; inventarios
desactualizados, incremento del desgaste de los equipos,
disminución de su vida útil, paradas indeseables, resultando
en retraso para las intervenciones quirúrgicas,
desinformación en cuanto al buen uso y operación los
equipos, disminuyendo el máximo aprovechamiento de la
tecnología médica con que cuenta el área clínica.
La institución en sus bases admite la correlación de la
calidad de sus servicios y la tenencia de un alto nivel
RESULTADOS
OBSERVACIÓN Y ENTREVISTA
En el Grafico 1 se presentan los resultados obtenidos de
la observación directa de la población. Los datos
recolectados permitieron a los investigadores detectar los
diferentes problemas que presenta el servicio quirúrgico de
45
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería

Apoyar la toma de decisiones pertinentes
promoviendo así la visión y misión empresarial en relación
a la calidad y capacidad tecnológica
médico-tecnológico, de allí nacen sus esfuerzos de
inversión en equipamiento en todas las áreas hospitalarias,
pese a ello, actualmente no poseen un modelo de gestión
tecnológica que le permita monitorear, controlar, y
mantener el equipamiento médico hospitalario, ni posee los
mecanismo de información por medio del cual pudieran
obtener datos relevantes de los equipos médicos, que les
permita tomar decisiones para la implementación de una
gestión de tecnología médica, para lo que contar con una
plataforma web de gestión tecnológica les sería útil.
PLATAFORMA
VIRTUAL
DE
SANITARIA.
WEB
GESTIÓN
HERRAMIENTA
TECNOLÓGICA
Para el logro de los objetivos, se consideró que la
plataforma debía contar con los siguientes requerimientos:

Interfaz gráfica amigable y agradable al usuario.

Diseño intuitivo, promoviendo la sencillez.

Seguridad/Protección de la información.

Manejo de bases de datos.

Formularios para el registro de información, con
un proceso lógico de registro.

Protocolos de inspección y mantenimientos según
el tipo de equipo.

Formularios de reportes de fallas.

Historial de fallas de equipos.

Codificación a cada equipo registrado, para el
control de inventario, además de una codificación para
cada reporte registrado.

Permitir la impresión en papel de los registros,
protocolos y reportes.

Ofrecer algún indicador de manera accesible, para
ello se seleccionó la presentación de un registro histórico
del costo de compra y mantenimiento del equipamiento
médico, y la visualización de un contador acumulativo de
fallas del equipamiento médico basado en los reportes de
falla registrados.

Módulo de comunicación interna de la plataforma
para mensajes públicos entre usuarios.

Contar con un manual de referencia sobre el uso
de la plataforma.
PROPUESTA
FACTIBILIDAD.
En el estudio de factibilidad del proyecto se determinó
que la, factibilidad operativa, técnica y económica, son tres
aspectos relevantes en el logro de los objetivos definidos en
vista a satisfacer las necesidades de la institución
a. Factibilidad Operativa: El desarrollo de la
plataforma web fue en base a lenguaje PHP, este programa
permite obtener datos, para el desarrollo de indicadores de
gestión, mantenimiento, control, que facilita la obtención
de información para agilizar la toma de decisiones de nivel
administrativo en la institución. La plataforma web provee
la disponibilidad de la información en cualquier momento y
lugar dentro de la clínica.
b. Factibilidad Técnica: Uno de los beneficios del
software es que el leguaje PHP es reconocido desde
cualquier dispositivo con una conexión a internet de
manera que no necesita la adquisición de interfaces o
equipos especiales para su uso. Esta plataforma es de fácil
uso, y se considera que pueda ser utilizada por un Ingeniero
Clínico para el manejo de los datos almacenados.
c. Factibilidad Económica: Debido a que la institución
cuenta con los equipos y recursos técnicos (Hardware y
Software) para el desarrollo del nuevo sistema, el costo de
inversión es realmente bajo. El software facilitaría la
planificación financiera del mantenimiento de la tecnología
médica lo que a mediano y largo plazo pudiera observarse
una disminución en los costos de mantenimiento y un
mayor control en la inversión realizada.
DISEÑO
OBJETIVOS DE LA PROPUESTA
Los investigadores buscan a través del desarrollo de la
plataforma web satisfacer la necesidad de la institución, de
esta manera la propuesta se orientó a:

Facilitar la aplicación de un plan modelo de
gestión tecnológica en el área quirúrgica a través de una
plataforma web.

Monitorear y controlar, el mantenimiento del
equipamiento médico hospitalario en el área quirúrgica.

Facilitar información para el desarrollo de
indicadores relevantes de la gestión tecnológica médica en
el área quirúrgica de la institución.
Grafico 2, Diagrama Funcional del Programa.
46
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
CONCLUSIONES Y RECOMENDACIONES.
El diseño de la plataforma web, se basó primeramente
en suplir los requerimientos mencionados en cuanto a los
contenidos y el tipo de información con la que el usuario
interactuaría.
En el grafico 2, se muestra la estructura funcional de la
plataforma y en la tabla 2 se muestra los aspectos que se
desarrollaron en la plataforma y la sección donde se
encuentra el contenido.
La Clínica Virgen de Guadalupe C.A, en sus bases admite
la correlación de la calidad de sus servicios y la tenencia de
un alto nivel médico-tecnológico, de allí nacen sus
esfuerzos de inversión en equipamiento. El modelo de
gestión tecnológica actual de la institución no le permite
monitorear, controlar, y mantener el equipamiento médico
hospitalario, ni posee los mecanismos de información por
medio del cual pudieran obtener datos relevantes de los
equipos médicos, los cuales son necesarios en toda gestión.
El desarrollo de la plataforma web busca contribuir de
forma significativa en el actual modelo de gestión con que
trabaja la Clínica Virgen de Guadalupe, permitiendo
revelar información de interés al proceso, obteniendo
datos, información relevante para el desarrollo de
indicadores de gestión, mantenimiento y control, que
facilitan la ejecución de acciones sistemáticas de trabajo a
los prestadores de servicio de mantenimiento, facilitando la
toma de decisión general en el aseguramiento de la
funcionabilidad de los sistemas médicos asistenciales que
operan dentro de la unidad quirúrgica.
El desarrollo de la Plataforma web de GTS, debe ser
elevada a la alta gerencia de la Clínica Virgen de
Guadalupe C.A, considerando la relación costo/beneficio
que ésta puede brindar, y la promoción de la calidad y
eficiencia del servicio clínico.
Tabla 2, Secciones de la plataforma y la descripción
de su contenido.
Descripción Contenido
Seguridad/Protección de la información.
Formularios para el registro de Usuario
Formularios de Registro de Equipos
Protocolos de inspección.
Reportes de fallas.
Reportes Mantenimiento.
Inventarios de Equipo.
Historial de Fallas
Historial de Mantenimiento
Mensajería Interna
Indicadores (Costo de Inversión y Contador de
Falla de Equipamiento Médico)
Codificación de Equipamiento
Impresión de Reportes
Información básica de la plataforma
Sección.
Página Inicio
Usuarios
Equipamiento
Equipamiento
Equipamiento
Equipamiento
Equipamiento
Equipamiento
Equipamiento
Contactos
Indicadores
Equipamiento
Equipamiento
Información
En el grafico 3 se presentan imágenes de las secciones
desarrolladas para la plataforma, los modelos de los
reportes y la codificación para los equipos que se registren.
REFERENCIAS.
Para el desarrollo de la plataforma web se hizo uso de
diversos recursos informáticos para la programación y
diseño gráfico y web, las herramientas usadas fueron:
[1] L. Estrella. (2013). Estudio Crítico Sobre la Gestión
Tecnológica en el Sector Salud Venezolano. Trabajo de
Acenso a Profesor Asociado, Universidad Simón Bolívar.
Caracas, Venezuela.
[2] L. Vilcanhuamán, R Rivas (2006). Ingeniería Clínica y
Gestión de Tecnología en Salud: Avances y Propuestas
1ºEdicion Lima-Perú 2006.
[3] Powell-Cope G, Nelson AL, Patterson ES. (2008)
Patient Care Technology and Safety. Hughes RG, Editor.
Patient Safety and Quality: An Evidence-Based Handbook
for Nurses. Rockville (MD): Agency for Healthcare
Research and Quality (US); 2008
[4] T. Cohen, N Cram The Clinical Engineering Handbook
Elseiver Academic Press 2004
[5] UPEL 2006, FEDUPEL Tercera Edición-reimpresión
2006.
[6] Balestrini Acuña, Mirian (2006) Como se Elabora un
Proyecto de Investigación Consultores Asociados, Séptima
Edición 2006.
[7] Bernal, César Augusto (2006).Editorial Pearson
Education, Segunda Edición 2006 Metodología de la
Investigación.
 Dreamveawer CS 6 como herramienta de diseño web y
programación PHP.
 WAMP server, como servidor MySQL para las bases de
datos.
 Photoshop CS4 para el diseño gráfico.
Grafico 2, Interfaz gráfica de reportes para impresión,
indicadores de gestión y codificación de equipo médico.
47
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
EL INGENIERO BIOMEDICO Y SUS COMPETENCIAS PARA LA GARANTIA
DE LA CALIDAD DE LOS SERVICIOS DE SALUD
V. Flores
Universidad Nacional Experimental “Francisco de Miranda”.
e-mail: [email protected]
RESUMEN
El término calidad ha representado siempre un motivo de reflexión profunda acerca de sus implicaciones pues, no solo se
trata de evaluar aquellos aspectos relativos a la praxis médica, sino que se ha de considerar que la prestación de los servicios
de salud viene asociado a un elevado número de procesos entre los cuales se encuentran aquellos directamente relacionados
a la Ingeniería Biomédica. La presente investigación de tipo documental, tiene como propósito fundamental dar a conocer
la importancia para el Ingeniero Biomédico de la formación de Competencias para la Garantía de la Calidad de los Servicios
de salud, como herramienta para el diseño e implementación de soluciones que conduzcan al bienestar y la prevención de
eventos adversos asociados al uso de tecnología médica a partir de la aplicación de Normas de Calidad bajo estándares
internacionales.
Palabras Clave: Calidad, Ingeniería Biomédica, Garantía de Seguridad, Normalización
INTRODUCCIÓN
más exigente, que, conducen a las organizaciones de salud
a tomar acciones para ofrecer calidad de servicio. Para ello,
Mas, Torre y Lacasa [4], proponen una serie de pasos
necesarios antes de implantar un programa para Garantizar
la Calidad de los Servicios de Salud, que orienten el
desarrollo de los procesos desde la planeación de los
servicios de salud hasta la satisfacción de las expectativas
del paciente, como se aprecia en la figura 1, donde el
subsistema médico-tecnológico, como parte esencial del
sistema sanitario implementará estrategias para mejorar la
relación costo-beneficio de la tecnología al servicio de la
salud, Cruz [5].
Uno de los grandes desafíos que enfrenta el Sector
Salud, lo constituye sin lugar a dudas la necesidad de
garantizar de la calidad del servicio, definido por el Doctor
Avedis Donabedian [1] como el atributo que puede lograrse
con los recursos disponibles y con los valores sociales
imperantes.
En el campo de las Ciencias de la Salud, el término
calidad ha representado siempre un motivo de reflexión
profunda acerca de sus implicaciones pues no solo se trata
de evaluar aquellos aspectos relativos a la praxis médica,
sino que se ha de considerar que la prestación de los
servicios de salud viene asociado a un elevado número de
procesos entre los cuales se encuentran aquellos
directamente relacionados a la Ingeniería Biomédica y a la
Ingeniería clínica (la rama de la Ingeniería biomédica que
se ocupa de la gestión tecnológica hospitalaria), términos
que según Gismondi [2] pueden emplearse indistintamente
para describir las actividades de un Ingeniero biomédico
alrededor de las instituciones de salud.
La Garantía de la Calidad en los Servicios de Salud,
constituye un tema de especial interés para investigadores y
gerentes, debido a su impacto en el desempeño, la
reducción de los costos, la lealtad del cliente y la
rentabilidad, tal como lo plantea Gurú [3], factores
indispensables para satisfacer no solo la demanda del
servicio sino también las expectativas del paciente –
usuario, cada día es más informado, más comprometido y
Figura 2. Pasos antes de implantar un sistema de Garantía de Calidad de los
Servicios de Salud
Siendo el Ingeniero Biomédico, un profesional con las
competencias para la selección, administración,
48
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
mantenimiento y diseño de tecnología para el diagnóstico y
tratamiento médicos, con las aptitudes para entender los
requerimientos de los centros de salud, y de presentar
soluciones tecnológicas adecuadas para la optimización de
los cuidados de salud, deberá contribuir activamente en el
proceso de garantía de la calidad asistencial, a partir del
cumplimiento de requisitos y estándares para el correcto
funcionamiento de los procesos asociados a la gestión
(adquisición, instalación, mantenimiento y sustitución) de
equipamiento médico, contribuyendo así a la seguridad del
paciente y del equipo multidisciplinario de profesionales de
la Salud.
El propósito fundamental de esta investigación, es dar a
conocer la importancia para el Ingeniero Biomédico de la
formación de Competencias para la Garantía de la Calidad
de los Servicios de salud, como herramienta para el diseño
e implementación de soluciones que conduzcan al bienestar
del paciente y la prevención de eventos adversos asociados
al uso de tecnología médica, considerando que según las
estadísticas de la Organización Mundial de la Salud (OMS,
2007), indican que dichos eventos son evitables en aprox.
50% y las consecuencias de su ocurrencia en un 70% de los
casos provoca un daño temporal, 3% son permanente y
14% son mortales. En este sentido se plantea la aplicación
el modelo de calidad basado en la mejora continua EFQM,
el cual consiste en un modelo no normativo, cuyo concepto
fundamental es la autoevaluación basada en un análisis
detallado del funcionamiento del sistema de gestión de la
organización, el cual, para efectos de esta investigación se
aplica a los procesos relacionados a la gestión tecnológica
y el mantenimiento del equipamiento médico. En el cual se
identifican las potencialidades del Equipamiento médico
instalado, se determinan las carencias más significativas
para el diseño e implementación de planes de acción
correctiva y se establecen planes de autoevaluación sobre
dichas acciones.
producción, instalación, servicio de productos sanitarios y
prestación de servicios relacionados” (ISO 13485:2003)
[7].
Para determinar los riesgos asociados a la utilización de
los equipos médicos, es preciso conocer en qué etapa del
Ciclo de Vida de la Tecnología Médica, se encuentran y en
consecuencia, llevar a cabo evaluaciones de costobeneficio y obsolescencia tecnológica, como criterios
básicos de garantía de calidad. En la figura 2, se destaca el
ciclo de vida de la tecnología médica.
METODOLOGÍA
RESULTADOS
El desarrollo de la investigación corresponde al tipo
documental, de acuerdo con Hurtado [6], “tiene como
objetivo analizar un evento y comprenderlo en términos de
sus aspectos más evidentes (…) propicia el estudio y la
comprensión más profunda del evento en estudio”.
Como base para el análisis, se considera la evaluación
de indicadores de calidad en salud, como lo son, la
satisfacción del usuario, la gestión tecnológica y los
eventos adversos producidos por fallos en equipos médicos.
Evaluando la calidad asistencial como consecuencia de
la aplicación del modelo mejora continua para la gestión
tecnológica y notificación de los eventos adversos
asociados al uso de tecnología médica incorporando
además los requisitos establecidos por la norma
internacional ISO 13485 la cual “especifica los requisitos
para un sistema de gestión de la calidad que puede ser
utilizado por una organización para el diseño, desarrollo,
Según la Organización Mundial de la Salud (OMS), la
Organización Panamericana de la Salud (OPS) y el Comité
Europeo de Sanidad del Consejo de Europa, la seguridad
clínica es un componente clave de la calidad y un derecho
de los pacientes por lo que recomiendan a los diferentes
gobiernos a colocar la seguridad del paciente en el centro
de todas sus políticas sanitarias. Establecido así en el
documento de “Salud Pública en las Américas” del año
2002, en el cual se define como novena función esencial
“garantizar la calidad de los servicios de salud individuales
y colectivos”.
El Ingeniero Biomédico, como responsable de la
gestión tecnológica representa la garantía para la gestión de
la tecnología médica bajo criterios de calidad, pues “…la
tecnología deberá ser considerada un elemento más dentro
del sistema médico y, dentro de sus roles está, el de lograr
un permitan contribuir de forma eficaz al mejoramiento
Figura 2. Ciclo de Vida de la Tecnología Médica
49
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
del desempeño humano frente a la automatización de los
procesos para disminuir los errores…” Kohn et all, [8].
Bajo estas premisas y considerando que no es posible
imaginar la ciencia médica, sin modernos métodos de
tratamiento y procedimientos tecnológicos altamente
desarrollados, como por ejemplo, los equipos de
ultrasonido y las imágenes por resonancia magnética,
facilitándole al personal médico realizar diagnósticos y
salvar pacientes, sin minimizando los riesgos asociados, es
preciso establecer parámetros para el uso y mantenimiento
de la tecnología médica bajo condiciones de seguridad
tanto para el paciente como para el profesional de la salud.
La interacción de procesos, tecnologías y factores
humanos que conforma el sistema moderno de prestación
de atención de salud, aporta beneficios importantes a los
usuarios. Pero esta misma interacción conlleva un riesgo
inevitable de que ocurran eventos adversos, por lo tanto es
preciso establecer mecanismos para minimizar su aparición
u ocurrencia, a partir del análisis de las situaciones
potencialmente peligrosas.
Sin embargo, el número de eventos adversos
producidos como consecuencia del uso equipos y/o
dispositivos médicos, se ha ido incrementando, según cifras
de la OMS, OPS y ENEAS, en trabajo de investigación
conjunta del año 2010, denominado proyecto IBEAS
“Prevalencia de efectos adversos en hospitales de
Latinoamérica”, donde se determinó que 65% de los EA se
consideraron evitables. La incidencia de EA fue de
28,9%.16% de los EA detectados estaban relacionados con
los cuidados: 10% con el uso de la medicación, 36% con
infecciones nosocomiales, 27% con algún procedimiento y
5% con el diagnóstico. 61% de los EA aumentaron el
tiempo de hospitalización una media de 10,4 días. 8,9% de
los EA causaron un reingreso.
En consecuencia, el Ingeniero Biomédico como parte
del equipo multidisciplinario de gestión de riesgos debe
invertir gran parte de su tiempo en determinar las causas de
dichos eventos, los cuales pueden ser atribuibles al equipo
propiamente dicho o puede tener su origen en un fallo
humano.
Por lo cual, la Organización Internacional
de
Normalización (ISO), constituida por 164 países, se
encargada de promover el desarrollo de normas
internacionales, ha desarrollado la norma ISO 13485:2003,
donde se establecen los requisitos de gestión de calidad
para el sector de equipos médicos con fines de regulación.
Siendo hasta el momento de implementación
voluntaria, la mayoría de las empresas optan por aplicar
esta norma para demostrar el cumplimiento con las
directrices. En Canadá y Japón, el ISO 13485:2003 es
obligatorio para la mayoría de los fabricantes de
dispositivos médicos de las clases II, III y IV (con
requisitos adicionales impuestos por las leyes Canadienses
y Japonesas).
Los tres principales países con mayor número de
certificados han sido los EE.UU., Alemania e Italia y los
tres destacados en crecimiento en la encuesta de 2009
Italia, EE.UU. y el Reino Unido.
Entre las ventajas que ofrece, se encuentra el
establecimiento de registros sobre incidentes adversos, lo
cual condice a la determinación temprana de defectos de
fábrica, necesidades de adiestramiento de usuarios,
requerimientos de instalación, operación y mantenimiento,
entre otros. En consecuencia, alcanzar los estándares de
calidad constituye un reto para las organizaciones de salud
a nivel mundial, donde los Ingenieros Biomédicos tienen el
deber de establecer el liderazgo, para la implementación de
políticas de Gestión de la Calidad, para la monitorización,
control y seguimiento de eventos adversos ocurridos como
consecuencia del uso de equipamiento médico. Por lo cual
Morales et al [9] diseñan un mapa de procesos genérico,
que orienta la aplicación de la Norma ISO 13485,
Figura 3. Mapa de Procesos del Sistema de Gestión de
Calidad con base en la Norma ISO 13485
CONCLUSIONES
La seguridad clínica es un componente esencial de la
calidad asistencial, habida cuenta de la complejidad, tanto
de la práctica clínica como de su organización. Una
práctica clínica segura exige conseguir tres grandes
objetivos: Identificar qué procedimientos clínicos
diagnósticos y terapéuticos son los más seguros y eficaces,
asegurar que se aplican a quien los necesita y realizarlos
correctamente y sin errores.
50
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
La adopción de este sistema de gestión de la calidad es
una decisión estratégica de la organización, por lo cual su
diseño, documentación e implementación deberían
responder a las características, objetivos y necesidades de
la misma, más aun si se trata de una organización cuyo
propósito es la prevención, mantenimiento y restauración
de la Salud de los ciudadanos.
Estudios a nivel mundial, presentados por
organizaciones como la OMS/OPS indican que entre el 60
y 70 por ciento de los eventos adversos pueden evitarse si
las instituciones de salud , asumen el compromiso para la
implementación de programas, culturas, y protocolos
dirigidos a promover la garantía de seguridad del paciente,
lo cual redundará en optimización de los recursos
disponibles y disminución de costos.
La norma ISO 13485:2003 establecen los requisitos de
gestión de calidad para el sector de equipos médicos con
fines de regulación, destacando la documentación y
requisitos para el control de los productos sanitarios,
aumentando de este modo la seguridad en los pacientes y
en el personal médico asistencial, lo que se traduce en
calidad de servicio.
El Ingeniero Biomédico, como pilar fundamental para
el desarrollo de nuevas tecnologías al servicio de la Salud,
tiene el deber de promover acciones conducentes a
garantizar la calidad de los servicios de salud desde su
ámbito de competencias, como promotor y garante del
proceso de documentar, implementar y mantener un
sistema de gestión de calidad y su eficacia de acuerdo con
los requisitos de la Norma ISO 13485:2003.7
intensiva de adultos del Centro Médico Paso Real
Charallave Estado Miranda.
REFERENCIAS
[1]Donabedian A. (1980) Explorations in quality
assessment and monitoring. Vol. 1. The definition of
quality and approaches to its assessment.
[2] Gismondi, G. Ingeniería Biomédica. Revista Ciencia y
Cultura n.24 La Paz jun. 2010. ISSN 2077-3323
[3] Guru, C. (2003). Tailoring e-service quality through
CRM. Managing Service Quality, 13 (6), 520- 531.
[4] Mas, Torre y Lacasa (2002) Gestión de la Calidad.
Tomo 1. Capítulo 14, 237-254.
[5] Cruz, A. (2010) Una mirada a la ingeniería clínica
desde las publicaciones científicas. Biomédica, [S.l.], v.
30, n. 2, p. 188-98. ISSN 0120-4157.
[6]Hurtado, J. (2000). Metodología de la investigación
Holística. Caracas Fundación Sypal.
[7] Organización Internacional de Estandarización, (2013).
Base de datos ISO 13485. Sistemas de Gestión de Calidad.
Extraído el 18 de noviembre de 2013 desde
http://www.iso.org.
[8] Kohn et al, (2000). To err is human: building a safer
health system. National Academy Press, Washington, D.C.
[9] Morales et al. (2014). Diseño de Modelo de Gestión de
calidad con aplicación de la Norma ISO 13485 en la terapia
51
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
MANUAL DE ADQUISICIÓN DE TECNOLOGÍAS MÉDICAS EN
ESTABLECIMIENTOS DE ATENCIÓN A LA SALUD
Jesús Arellano1
1
Centro de Ingeniería Biomédica y Telemedicina (CIBYTEL) U.L.A.
email: [email protected]
RESUMEN
El propósito del presente trabajo es elaborar un manual que sea capaz de proporcionar información metódica, rápida, clara y
segura a los gerentes de las instituciones médicas al momento de la toma de decisiones cuando se requiera la adquisición de
tecnologías médicas en el sector salud. Como parte de la metodología aplicada, se realizó un análisis situacional para
delimitar la zona de estudio, entrevistas con el personal encargado de las diferentes instituciones médicas seleccionadas en
lo referente a adquisición de tecnologías médicas y una rigurosa revisión bibliográfica sobre la gestión de tecnologías en el
sector salud a nivel local, nacional e internacional; Seguidamente, con toda la información recabada, pudimos obtener
algunos resultados relevantes en cuanto a que no se dispone de una normativa para el proceso de adquisición de tecnologías,
de igual forma no existe personal capacitado o formado en la gestión de tecnologías médicas en las instituciones visitadas.
Palabras Clave: Adquisición de tecnologías médicas, Equipos biomédicos, Gestión tecnológica, Ingeniería clínica.
INTRODUCCIÓN
adecuación de la infraestructura y de gestión tecnológica de
los 22 hospitales que dependen del Ministerio de salud.
Dentro de las conclusiones que arrojo este proyecto se
puede deducir, que estos problemas obedecen a las
carencias de modelos de gestión en tecnologías en el sector
salud, para optimizar la infraestructura hospitalaria y el
equipamiento médico en los establecimientos de atención
de salud del Estado Venezolano [2].
La gestión de tecnologías médicas es el conjunto de
procedimientos sistemáticos para evaluar y proveer de
forma segura, eficaz y costo razonable la tecnología en un
centro de atención de salud o en un sistema de salud. Esto
implica conocer las necesidades, planeación, evaluación,
adquisición, instalación, mantenimiento, capacitación, uso,
obsolescencia y desincorporación del equipo médico. Con
los desarrollos y aplicaciones de la tecnología en el área
médica, tanto el sector salud público nacional como
privado, han venido incorporando equipos médicos en
hospitales, ambulatorios y clínicas cuya complejidad
tecnológica y costo de inversión cada vez son más
elevados. El aprovechamiento apropiado, eficiente, seguro
y racional de este tipo de tecnologías para la salud se
vuelve imperativo en una economía como la nuestra en la
cual, si bien existen recursos, estos son escasos para cubrir
todas las necesidades del sector salud de la población. Los
problemas que se asocian a los equipos médicos en mayor
o menor nivel de severidad en el sector salud, son comunes
en todos los establecimientos de atención médica de
nuestro país, por lo que nombramos a continuación algunos
de ellos:
- No responden a la demanda real de servicios de la
población a ser atendida.
La Organización Panamericana de la Salud realizado en
el año 2.001 un estudio sobre el perfil del sistema de
servicios de salud de la República Bolivariana de
Venezuela el cual consolido y presentó un resumen
ejecutivo, en el que se plasmaron entre otros contenidos los
siguientes:
En cuanto al equipamiento y tecnologías en el año
1.996 el porcentaje de equipos en condiciones defectuosas
o fuera de uso fue del 86% en los servicios de banco de
sangre, emergencias, radiología, laboratorio, quirófanos,
equipos de planta, oncología, ginecología, sala de partos y
central de suministros, no se dispone de información para
otros años. En el año 2.000 se destinó el 7.6% del
presupuesto de operación del nivel central a la
conservación y mantenimiento de equipos, para este mismo
año el 24% del personal que labora en las jefaturas de
mantenimiento posee solamente formación empírica. En lo
que respecta al personal técnico y obrero, la formación
empírica es del 82% en estas jefaturas. Las unidades y
equipos de alta tecnología se encuentran concentrados en la
Capital Nacional y en las capitales de los estados más
desarrollados, tanto para el sector público como privado,
sin embargo no se dispone de información precisa al
respecto [1].
La Unidad de Gestión de Tecnologías en Salud de la
Universidad Simón Bolívar, llevo a cabo el proyecto
denominado: Fortalecimiento de la Red Hospitalaria
Venezolana, como parte del proyecto salud emprendido por
el Ministerio de Salud y Desarrollo Social de Venezuela en
el año 2.001. Se planteo elaborar un plan de equipamiento,
52
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
-No cuentan con suficientes recursos para el mantenimiento
y operación.
- Están subutilizados en algunas instituciones o sobre
utilizados en donde ya el equipo sobrepaso su vida útil y
sigue operando deficientemente.
-Falta de personal médico y técnico especializado y
capacitado en el manejo de los equipos.
-Alto porcentaje de equipos biomédicos importados [3].
Según la Agencia de Alimentos y Medicamentos define
un dispositivo médico como aquellos instrumentos,
aparatos, implementos, máquinas, implantes, reactivo in
vitro u otro producto similar o relacionado, incluyendo
piezas de componentes o accesorio destinado al uso en el
diagnóstico de enfermedades u otras patologías, en el
cuidado, la mitigación y el tratamiento o la prevención de
la enfermedad, destinados a modificar la estructura de
cualquier función del cuerpo humano o animal y que no
consigue su objetivo esencial mediante acción química y no
necesita ser metabolizado para el logro de su propósito
principal [4]. La adquisición de los equipos biomédicos en
los centro de atención médica constituye uno de los
procesos más complejos en cuanto a gestión, ya que se
deben tener en cuenta diversos aspectos para obtener el
resultado final que es el mejoramiento de la eficiencia y la
calidad en la prestación de los servicios de salud [5]. Sin
embargo, al revisar la adquisición de tecnologías en los
centro de atención de salud pareciera que no se toman
aspectos importantes tales como: necesidad de la población
a ser atendida, condiciones de planta física e instalación,
estándares, entrenamiento y servicio técnico, entre otros, al
momento de adquirirlos. Dando como resultado pocos
beneficios para el paciente y la institución en la prestación
de los servicios de salud. Lo cual disminuye la eficiencia
en términos de aumento de recursos para la prestación de
un servicio y la calidad, en aumento del tiempo de espera
en la atención al paciente, resultados de exámenes
paraclínicos y tratamientos. Con el presente trabajo se
espera, generar unas normativas mínimas que sirvan de
estándar a cualquier centro de atención médica para
adquirir tecnologías médicas optimizando la relación costo
beneficio para lograr mejoras a nivel económico y una
mayor eficiencia en la prestación de los servicios.
Una vez que una determinada tecnología está disponible
en el mercado, previo estudio humano, técnico y financiero
se incorpora al área médica que la requiera, iniciándose
desde este momento el ciclo de aplicación de la tecnología
en salud. Este ciclo es específico para cada tecnología
médica, aunque en ocasiones se pueden incluir la
infraestructura y los equipos de planta [6]. A continuación
se presentan los procesos del ciclo de aplicación de la
tecnología en salud, los cuales definen las principales
funciones de la gestión de la tecnología en el ámbito
hospitalario, el ciclo consta de los siguientes pasos como se
observa en la figura1.
Retiro del
servicio o
sustitución
Mantenimiento
y control de
calidad
Inspección e
instalación
Planteamiento
de la necesidad
médica y
políticas en
salud
Evaluación de
especificaciones
técnicas y
elaboración de
especificaciones
Adquisición de
la tecnología y
estrenamiento
al usuario
Figura 1. Ciclo de aplicación de la tecnología en salud.
METODOLOGÍA
Para la elaboración del manual de adquisición de
tecnologías médicas en los establecimientos de atención a
la salud del Estado Venezolano, se inició con un análisis
situacional que permitió recabar información para
determinar las instituciones a ser seleccionadas en la zona
de estudio, en segundo lugar elaborar una encuesta con la
finalidad de obtener información en las instituciones a ser
entrevistadas sobre la adquisición de tecnologías médicas y
lo referente a la gestión tecnológica, en tercer lugar una
revisión bibliográficas exhaustiva a nivel nacional,
internacional y en la red informática mundial, sobre la
adquisición de tecnología médica en el sector salud, la
legislación vigente en el área de tecnologías medicas y
algunos conceptos relacionados, así como la viabilidad de
implementación y el trabajo de campo.
RESULTADOS
Con los resultados obtenidos a partir de la metodología
aplicada y toda la información recabada se inició una
primera versión de un manual de adquisición de
tecnologías médicas en establecimientos de atención a la
salud. El manual integra los diferentes elementos, criterios,
métodos e incluye la información básica que el personal
responsable de la adquisición de tecnologías médicas
necesita; se encuentra integrada de manera lógica, clara y
fácil entendimiento. Consta de once apartados de forma
secuencial a saber: introducción, objetivo del manual,
marco jurídico, propósito, alcance, políticas de operación,
53
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
normas y lineamientos, descripción del procedimiento,
diagrama de flujo, glosario, versión y anexos. Finalmente,
para su elaboración el instituto nacional de asistencia
médica a través del departamento de ingeniería clínica será
la instancia para ofrecer la asesoría técnica en esta materia.
A continuación describimos algunos contenidos del
manual:
- Objetivo general: El objetivo general del manual es
definir de forma breve, clara y precisa el propósito que se
desea alcanzar y los medios o acciones para lograrlo. Se
pretende establecer algunas directrices generales que rigen
la adquisición, aceptación, instalación, entrenamiento,
servicio técnico de las tecnologías y dispositivos médicos.
Además de ser un instrumento de fácil acceso y
comprensión para los gerentes, directores, personal
administrativo, técnicos, organismos de control,
proveedores, que permita conocer, aplicar y efectuar
seguimiento a las diferentes etapas de la actividad de
adquisición de tecnologías médicas. Y por último mantener
el stock de equipos médicos, dispositivos, repuestos
requeridos y necesarios para la prestación de servicios de
medicina general y especializada en los establecimientos de
atención a la salud, como se aprecia en la tabla I.
existencia de tecnologías, dispositivos médicos, equipos y
repuestos en los respectivos centros de atención de salud;
definir las necesidades para cada uno de ellos según el
principio de planeación y economía hasta la adquisición,
instalación, puesta a punto, entrenamiento y servicio
técnico de los equipos y dispositivos médicos. Y las
políticas de operación, normas y lineamientos serán
elaborados conforme a la normatividad enviada por el
Ministerio del Poder Popular para la Salud, el instituto
nacional de asistencia médica a través del departamento de
ingeniería clínica, como se observa en la tabla II.
Tabla II. Propósito, alcance, políticas de operación,
normas y lineamientos del manual.
Tabla I. Objetivo del manual.
- Descripción del procedimiento: Es una sucesión
cronológica de operaciones concatenadas entre sí, que
tienen por objeto la realización de una actividad o tarea
específica dentro de un ámbito predeterminado de
aplicación. Los diferentes procedimientos con que cuenta el
manual están divididos en tres partes. En primer lugar una
secuencia de etapas la cual están numeradas de forma
ascendente y corresponden al número del procedimiento,
posteriormente el nombre o denominación del
procedimiento organizados de forma sucesiva. En segundo
lugar la actividad, que corresponde a un conjunto de
acciones afines a ejecutar por una misma persona o una
misma unidad administrativa y por último el responsable
que interviene en la ejecución para el desarrollo de la
actividad, tal y como lo podemos ver en la tabla III.
- Propósito, alcance, políticas de operación, normas y
lineamientos: El propósito del manual consiste en
establecer los lineamientos para la adquisición de
tecnologías médicas en los establecimientos de atención a
la salud. El alcance está definido por identificar la
54
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Tabla III. Descripción de algunos procedimientos del
manual con su actividad y responsable.
- Este manual permite ser un instrumento rápido y de fácil
comprensión para los gerentes, personal médico,
administrativo y técnico de los establecimientos de
atención médica, así como organismos de control, que
permita conocer y hacer seguimiento a las diferentes etapas
de la actividad de adquisición a los centros de atención de
salud que dependen del Ministerio del Poder Popular para
la Salud.
- Ayudaría a optimizar la utilización y asignación de los
recursos económicos a las instituciones prestadoras de
servicios de salud.
- Establecería normas generales que rigan la adquisición de
tecnologías médicas en los establecimientos de atención de
salud tanto públicos como privados, con base a los
principios y reglas establecidos por el ente rector en salud y
por las demás normas legales vigentes.
- Mejoraría la calidad de la atención médica a los pacientes
en nuestros centros de atención de salud, obteniéndose
resultados por arriba de los esperados.
AGRADECIMIENTO
Un sincero y profundo agradecimiento a la coordinación de
la red hospitalaria del estado Mérida, jefes de servicio y
departamento del I.A.H.U.L.A, director y subdirector
médico de CAMIULA, por sus valiosos y generosos
aportes en pro de la ingeniería clínica en nuestro país.
DISCUSIÓN
REFERENCIAS
Para el momento de la elaboración de esta primera
versión del manual, la Corporación Regional de Salud está
en la buena disposición de desarrollar este proyecto.
Actualmente no se dispone de un procedimiento para la
adquisición de tecnologías médicas. En el caso de los
servicio o departamento del Instituto Autónomo Hospital
Universitario de los Andes, consultan diferentes fuentes de
información a través del mismo personal que labora, con
empresas dedicadas al ramo o en la world wide web.
Algunas clínicas, convocan a las empresas dedicadas al
ramo para la presentación de las diferentes opciones, luego
en reunión de junta directiva es aprobada la alternativa
seleccionada y posteriormente la empresa adjudicada se
encarga de todo el proceso.
[1] Pan American Health Organization - United States
Agency for International Development Partnership.
Página Web disponible en línea: http://www.lachsr.org/
documents/perfildelsistemadesaluddevenezuelaES.pdf/.Último acceso: Agosto, 2013.
[2] Mijares R. et al (2001): La infraestructura de los
hospitales venezolanos, Congreso Latinoamericano de
Ingeniería Biomédica, La Habana, Cuba, pp 1-4.
[3] Lara L.et al (2007). La ingeniería clínica, una forma
de hacer gestión tecnológica en el ámbito hospitalario,
Revista IFMBE Proccedings, 18: pp 1259-1263.
[4] Bronzino J. (2000): The Biomedical Engineering
Handbook, 2da edición, Editorial CRC Press LLC.
CONCLUSIONES
[5] Emergency Care Research Institute. Página Web
disponible en línea: https://www.ecri.org/Products/
Pages/Health_Devices _System.aspx/.
Último acceso: Agosto, 2013.
En el presente trabajo se puede deducir lo siguiente:
- El manual propuesto de adquisición de tecnologías
médicas en los establecimientos de atención a la salud es
un proyecto que puede ser implementado en el Estado
Mérida.
- Es un documento que fortalecería y apoyaría a resolver
problemas al momento de la toma de decisiones sobre la
adquisición de tecnologías médicas.
[6] Lara L. (2013): La gestión tecnológica como parte
integral de la atención en salud, Revista. Fac. Ing.
UCV, 28: pp 4-6.
55
Instrumentación Biomédica y
Biorobótica
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
DISEÑO DE UN SISTEMA DE SUCCIÓN AL VACIO PARA PACIENTES
INTRAHOSPITALARIOS CON FRACTURAS ABIERTAS
H.G. Vivas
Universidad de Los Andes - Facultad de Arquitectura y Diseño
Escuela de Diseño Industrial
e-mail: [email protected]
RESUMEN
La Improvisación de la Terapia Vacuum Assited Closure en fracturas abiertas, se tomó como problemática en Venezuela
debido a la inexistencia de equipos adecuados para la misma. Se realizo una investigación Teórico- Práctica fundamentada
bajo la Línea de Diseño Centrado en el Usuario (Usabilidad y Experiencia de Uso), obteniendo parámetros necesarios que
resolvieron el desarrollo del proceso de diseño; se aplicaron herramientas metodológicas como método etnográfico, test de
usuarios, focus group, que identificaron características específicas de los usuarios, manera de ejecutar la implementación de
la terapia en el área de traumatología y quirófano de hospitales y clínicas, determinando necesidades y problemas en la
colocación de la misma, para mejorar el sistema Usuario- Producto- Entorno. En base a lo planteado, se diseñó un equipo
médico que solvente las necesidades presentadas, mejore la usabilidad, experiencia de uso y la calidad de vida de los
pacientes.
Palabras claves: sistema succión al vacío, fracturas abiertas, Diseño centrado en el usuario, regeneración de tejidos.
la herida para el cierre, potenciar la formación de tejido de
granulación y eliminar el material infeccioso. [2]
INTRODUCCIÓN
Una fractura abierta es aquella en la cual el foco de la
herida se encuentra directa o indirectamente comunicado
con lo externo, está involucrada anatómica y
fisiopatológicamente con lesiones en partes blandas
(nervios, vasos, celular, músculos, hueso y piel), la
desvascularización y desvitalización son otros factores
causantes de necrosis en los tejidos, infección y
contaminación en la piel, celular y hueso. Con el
transcurso de los años se han desarrollado estudios y
avances en tecnología para la curación de heridas crónicas
o fracturas abiertas, el Sistema VAC que implica el cierre
hermético de la herida aplicando presión negativa
controlada, es llamada también Terapia Tópica de Presión
Negativa, Terapia de Presión inferior a la Atmosférica o
Terapia de presión negativa a la herida; como método de
curación de heridas se exploró por primera vez en 1970 y
en 1989 se introdujo el primer sistema de presión negativa
para curar heridas, sin embargo se asocia comúnmente con
el trabajo de Argenta y Morkwas en 1997 [1]. Actualmente
KCI and Acelity Company ha revolucionado la forma en la
que los profesionales sanitarios tratan las heridas
complejas, más graves y complicadas. V.A.C.® Therapy
utiliza un apósito de esponja de polímero poroso que se
adapta al lecho de la herida. Sellado y bajo presión
negativa (vacío), el sistema crea un entorno de curación
para la herida único, que ha demostrado potenciar el
proceso de curación, reducir el edema, preparar el lecho de
Figura 1: Mecanismo de Acción VAC TherapyKCI` [2]
El Instituto Autónomo Hospital Universitario de Los
Andes(I.A.H.U.L.A) como centro de estudio; genero un
ingreso de 117 pacientes con Fracturas de epífisis superior
de tibia y fracturas petrocanteriana de fémur, en los
primeros ocho meses del año 2014, según el departamento
de estadística del I.A.H.U.L.A. Por esta razón la
investigación se consideró viable ya que la demanda de
ingresos de pacientes con fracturas abiertas abarca un
48,5% en el área de Traumatología, subyacente a esto, la
institución no cuenta con dispositivos apropiados para la
ejecución del Sistema VAC, los costos de los dispositivos
existentes son altamente inaccesibles para los pacientes y el
profesional del área médica aplica métodos improvisados
del sistema debido a la inexistencia del material.
57
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Los especialistas en el área de Traumatología
generalmente, ingresan pacientes ubicados en estratos D-E
y de escasos recursos, los cuales presentan cuadros clínicos
de fracturas abiertas, el profesional debe tener un
conocimiento previo que le permita empezar una aplicación
eficiente y eficaz del Sistema VAC analizando el tipo de
herida a tratar y utilizando los implementos, recursos y
equipos no adecuados para dicha terapia, en pocas palabras
la improvisación de la misma.
3. Luego de haber sido
cortada la goma espuma,
se coloca en contacto
con la herida para hacer
una marca por donde
será cortada nuevamente
la espuma y quede del
tamaño y forma de la
herida.
METODOLOGÍA
Bajo la metodología de Bruce Archer 1963-1964 “El
método sistemático para Diseñadores” [3], la cual está
constituida por tres fases:
5. Luego de ser cortada
la goma espuma, se
rectifica que
haya
quedado similar a la
forma de la herida y
que
la
cubra
completamente.
7. Se mide a ojo la
sonda de nelaton con
respecto a la goma
espuma, para tener una
proporción de margen
de seguridad y evitar
que la sonda salga de
la goma espuma y
haga contacto con la
herida.
La medida también se
realiza para saber más
o
menos
cuantas
fenestras se le harán a
la sonda.
Figura 2: Metodología Bruce Archer
Fase Analítica (Fig 2) Se observaron 4 Médicos en el
área p14 del I.A.H.U.L.A, 1 Medico observado en la Sala
de Quirófano del Instituto Venezolano Seguro Social
(IVSS) improvisando la instalación de Sistema VAC en
pacientes que requieran el cambio o instalación de la
terapia.
Caso I
La secuencia de pasos presentados a continuación, en
la aplicación del Sistema VAC en un Paciente de sexo
Masculino con 30 años de edad, el cual presentaba una
Fractura Abierta en la Tibia, causada por un accidente en
moto. Locación: I.A.H.U.L.A. Profesional en el área: R1
servicio Traumatología. Los implementos utilizados para la
terapia fueron: Espuma de Poliuretano (previamente
esterilizada), Ioban, Sonda de Nelaton, Bisturí, Equipo de
Succión.
1. Se mide la goma
espuma con respecto a la
estructura
metálica
ubicada en la tibia.
2. Se procede a
cortar la goma
espuma por la
mitad, debido a que
el grosor no es el
adecuado
para
realizar
el
tratamiento.
58
4. Se corta a ojo la
goma espuma de
acuerdo a la forma
marcada por los
líquidos y sangre de
la
herida,
este
pedazo es el que se
utilizara para la
absorción
de
secreciones.
6. Se procede a cortar
nuevamente la goma
espuma por la mitad
para introducir la
sonda de nelaton y que
esto
permita
la
aspiración.
8. Se va doblando la
sonda con aprox 3cm
de separación y con
el bisturí se hacen
fenestras a lo largo de
la sonda de nelaton
respe
tanto
los
márgenes
de
seguridad que se
tomaron en cuenta en
el paso anterior, las
fenestras
son
realizadas con el fin
de que la absorción se
equitativa en la herida
y los cortes deben
realizarse
hacia
afuera del pliegue.
9. Se introduce la
sonda de nelaton
dentro de la goma
espuma y se fija con
puntos de sutura
para fijar la sonda a
la goma espuma y
evitar que la misma
se mueva.
10. Se coloca la goma
espuma encima de la
herida con la sonda
instalada.
11. Se coloca el
Ioban, que es una
lámina
adherente,
parecida al papel
envoplas pero a base
de iodo, esta lámina
es la que permite
crear el sistema de
succión al vacío.
12. Se conecta la
sonda de nelaton a la
manguera que va
conectada al depósito
de secreciones
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
11. Se coloca el apósito
dentro de la herida y se
procede a suturar la
herida con el apósito,
con el fin de que
permanezca
inmóvil
dentro de la herida.
En ciertas partes de la
sutura se colocan sondas
de menor diámetro para
no lastimar los bordes
de la herida.
Caso II
Paciente Femenina de 39 años de edad que presentaba
una ulcera infectada en la tibia. Locación: Quirófano del
IVSS. Profesional en el área: Médico Especialista y R1
servicio Traumatología. Implementos Utilizados: Espuma
de Poliuretano (previamente esterilizada), Ioban, Sonda de
Nelaton, Bisturí, Equipo de Succión.
1. Se corta a ojo
por ciento un
trozo pequeño de
la goma espuma
con respecto a la
herida.
3. Se realiza otro
corte atravesando la
mitad de la goma
espuma, para reducir
el grosor de la
misma y absorba
toda la secreción.
5. Con ayuda de
un crai se sujeta el
bisturí por el otro
extremo para que
el canal corte a
través de la goma
espuma.
Se procede a dejar
el crail dentro de
la goma espuma.
7. Se toma la
sonda de nelaton
y se va doblando
a cierta distancia
para realizar el
corte
de
las
9. La sonda no
debe sobresalir
del apósito ,
que es el que
va a tener
contacto
directo con la
herida.
2. Se mide el
trozo cortado de
la goma espuma
con el tamaño de
la herida, para
rectificar que la
cubra
por
completo.
12. Se cortó
corta el ioban y
se procede a
colocarlo
alrededor de la
pierna.
13. Debido a que
el paciente no
tenía el equipo
médico de succión,
se hizo la prueba
de succión dentro
del quirófano y
luego
fue
conectada en la
toma de aire de la
habitación.
De acuerdo al análisis de la Fase Analítica se observo
que en ambos casos la aplicación de la Terapia VAC ,
realizada en locaciones, con especialistas y pacientes
diferentes, manejan un protocolo en el que se generan
patrones de incrementación de tiempo en el Corte de
Apósitos, para que se adapte al lecho de la herida:
Número de veces que se corta la goma espuma durante
el proceso: tres veces.
Tiempo que tarda el medico en cortar la goma espuma:
Primer corte: 1min 38,26 seg, se realiza para tener el grosor
adecuado que necesita la esponja para crear la succión.
Segundo corte: 21,04 seg, se realiza de acuerdo al tamaño
de la herida, ya que la esponja debe cubrirla toda.
Tercer corte: 1min 23,69 seg, se realiza para introducir la
sonda de nelaton.
Implemento con el que cortan la goma espuma: bisturí.
Utilización de implemento de medición: ninguno.
Errores al momento de cortar la goma espuma: En el
tercer corte, costo punzar la goma espuma con el bisturí y
cortarla.
Número de veces de intento: 4 veces se intentó abrir la
goma espuma por un extremo y el último intento se abrió,
punzando y rasgando.
¿Cómo resuelve el usuario el problema?: Cuando abrió
el otro extremo, primero rasgo la goma espuma con el
bisturí y luego la punzo.
Memoria que tiene el usuario para reconocer la marca
en la goma espuma para realización del Segundo
Corte: rápida, sin ninguna complicación 4,25sg
4. Se atraviesa
con un bisturí la
goma espuma por
todo el centro del
grosor, para crear
un canal por el
cual
ira
introducida
la
sonda de nelaton.
6. Se mide la
sonda de nelaton
con respecto a la
goma espuma para
saber hasta dónde
ira introducida la
sonda y proceder a
hacer las fenestras
a lo largo de la
sonda.
8. Se sujeta la
punta de la sonda
con
el
crai
introducido en la
goma espuma y se
procede a halar la
sonda para que
quede dentro de la
goma espuma.
10. Se toman
puntos
de
sutura
atravesando la
herida antes
de colocar el
apósito.
Corte en la Sonda de Nelaton, para generar una
absorción homogénea:
Medición del tamaño de la sonda de nelaton: Realizado
a ojo por ciento utiliza los dedos para referencia, el usuario
mantiene márgenes de seguridad aproximadamente de 1cm
del borde de la goma espuma hacia adentro.
Tiempo que tarda el medico en reconocer el tamaño
adecuado de la sonda para introducir dentro de la goma
espuma: 3,75 seg. Confirmación de la medida: 8,56sg
59
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Utilización de elemento de medición para el corte de las
fenestras a lo largo de la sonda: Ninguno, realizado a ojo
por ciento.
Tiempo que tarda en realizar las fenestras: 59,58 seg.
Numero de fenestras corto en la sonda de nelaton: 12
fenestras.
Separación entre fenestra y fenestra a lo largo de la
sonda: Medibles con el grosor de los dedos del médico,
aproximadamente 3cm.
Errores presentados al momento de hacer las fenestras:
Unión goma espuma con sonda nelaton: No presento
ninguno, el usuario maneja reconocimiento y recordatorio
rápido.
Número de puntos de unión: Cuatro puntos ubicados: 2
en los extremos de la sonda, 1 en el centro de la sonda y 1
en los bordes de la goma espuma.
Tiempo que tarda en realizar los puntos: 3min 20,86 seg
DESCRIPCIÓN DE LOS COMPONENTES DEL
SISTEMA DISEÑADO
Corte del Ioban: para crear el cierre hermético de la herida:
Número de veces que se corta la lámina de ioban: tres
veces
Tiempo que tarda el medico en colocar el ioban: 3 min
06,25 seg.
Implemento con el que cortan el ioban: bisturí
Utilización de implemento de medición: ninguno
Errores al momento de cortar el ioban: ninguno
Figura 3: Descripción Técnica Dispositivo Medico
Nº1
Todos estos pasos generados al momento de la
implementación de la terapia aumentan un tiempo que se
pudiese reducir, generando un sistema que se adapte a las
necesidades de los especialistas como de los pacientes. Se
debe acotar, que por más que la terapia se ha manejado
netamente improvisada ha funcionado de manera efectiva
en fracturas abiertas, acelerando el proceso de regeneración
celular.
En la Fase Creativa (Fig 2) se determinó como objetivo:
El Diseño de un equipo médico de succión al vacío
para Pacientes Intrahospitalarios con Fracturas Abiertas
que acelere el proceso de regeneración de tejido.
Figura 4: Descripción Técnica Dispositivo Medico
Nº2
Se analizó por separado, cada uno de los componentes
que utilizan en la terapia improvisada, para generar
soluciones desde el punto de vista tecnológico y que se
adecuaran a las necesidades y problemáticas generadas en
la Fase analítica.
En la Fase de Comunicación (Fig 2) se obtuvo el
Diseño del Dispositivo Medico Clase I para pacientes
intrahospitalarios que presenten fracturas abiertas y
requieran de la implementación de la terapia.
Figura 5: Descripción Técnica Dispositivo Medico
Nº3
60
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
usuario. Reduce los tiempos de colocación de apósitos en
los pacientes en un 80%, gracias a su diseño de apósitos
con patrones de corte en la superficie. Posee un depósito
completamente desechable, reduciendo el riesgo de
contaminación tanto para los pacientes, como para los
médicos o familiares de los pacientes. Reduce los costos de
la terapia, debido a que su diseño es económico. Utilizado
principalmente para la aplicación en Fracturas Abiertas,
como también para pie diabético, abdomen abierto y
quemaduras de tercer grado. Acelera el proceso de
granulación de tejido, debido a su sistema de cierre
hermético de la herida. Posee un compartimiento para
resguardo del cable de corriente eléctrica.
CONCLUSIONES
Las intervenciones de diseño realizadas mejoraran la
relación Usuario-Producto, tanto a nivel de experiencia de
uso (implantación de la terapia) como en Usabilidad
(interfaz), induciendo este dispositivo en el área de
Instrumentación Biomédica aportando innovación y
desarrollo en el Área de Ingeniería Biomédica en
Venezuela.
Como se mencionó anteriormente sería el primer
producto de fabricación venezolana, en el cual se tomaron
aspectos como contexto, usuarios, improvisación de la
terapia etc, siendo este último desarrollados por
profesionales médicos que se desenvuelven en el área de
traumatología, de tal manera que coloca al producto como
una gran oportunidad de solventar y prevenir amputaciones
o complicaciones por una fractura abierta,
Figura 6: Descripción Técnica Dispositivo Medico
Nº4
RESULTADOS
El dispositivo médico, diseñado para que trabaje de
manera Integral, eficiente y eficaz, dentro de centros
hospitalarios o desde la comodidad de la casa del paciente,
tiene como principio regenerar el tejido de una herida
mediante su sistema de succión al vacío, aplicándole
presión negativa al área afectada mediante una sonda que
emite descompresión de aire, el cual es recibido por un
apósito de poliuretano. Esta terapia se realiza de manera
continua o intermitente, dependiendo del estado de la
herida y del resultado que los médicos quieran alcanzar.
AGRADECIMIENTOS
A la Universidad de los Andes y Profesores por abrir
las puertas a la investigación y promover el futuro de
jóvenes interesados en el área.
REFERENCIAS
[1] Hammond C, Clift M, (2008): Evidence Review:
Vacuum Assisted Closure Therapy.pp6-8.
[2] 3 McNulty A, Schmidt M, Feeley T, Kieswetter K.
Effects of negative pressure wound therapy on fibroblast
viability, chemotactic signaling, and proliferation in a
provisional wound (fibrin) matrix. Wound Repair and
Regeneration 2007; 15(6): 838-846.
[3] Bruce A. (1963-1964) “El método sistemático para
Diseñadores”
[4] Vivas H. (2014); Tesis Pregrado, Diseño de un sistema
integral regenerativo de tejidos, Universidad de los Andes,
Venezuela.
Figura 7: Impresión 3D Dispositivo a tamaño Real
y Simulación de los Componentes (sonda, apósitos,
parche succión, película adherente)
Es el primer Equipo Médico diseñado en Venezuela
especialmente para la Regeneración de Tejido mediante
Sistema de Succión al Vacío. Tiene un tamaño compacto,
que permite que el equipo sea portable y liviano. Utiliza un
pequeño motor que ejerce una presión mínima de 75mmHg
máxima de 125mmHG. Posee controles e indicadores
especialmente diseñados para satisfacer la experiencia del
61
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
DISEÑO E IMPLEMENTACIÓN DE UN DISPOSITIVO PARA LA
MEDICIÓN DE LA VELOCIDAD DE LA ONDA DE PULSO POR
FOTOPLETISMOGRAFÍA
Hugo Reyes1 , Ruben Medina2
1Postgrado en Ingeniería Biomédica, Universidad de los Andes (ULA), Venezuela. 2Investigador
Prometeo, Departamento de Ingeniería Eléctrica,
Electrónica y Telecomunicaciones, Universidad de Cuenca, Ecuador.
e-mail: [email protected]
RESUMEN
El presente artículo detalla el diseño de un dispositivo para la medición de la velocidad de la onda de pulso (VOP) por
fotopletismografía. Comprende las etapas de filtrado, amplificación, muestreo y conversión de señales, así como la implementación de una interfaz gráfica con comunicación serial (vía USB) , y la aplicación de diferentes algoritmos para el cálculo de
la VOP. La medición de la VOP es un método aceptado para evaluar la rigidez arterial [1] la cual tiene estrecha relación con el
envejecimiento de las arterias y patologías como la hipertensión arterial, la dislipidemia, la diabetes mellitus, la insuficiencia
renal [2, 3], entre otras.
Palabras Clave: PPG, Arterial Stiffness, Pulse Wave Velocity, Biomedical Instrumentation.
INTRODUCCIÓN
La onda de pulso es el registro de presión en un punto arterial específico a lo largo del tiempo. La forma de onda del
pulso consta básicamente de una onda sistólica y una diastólica separadas por una incisura aguda (la incisura aguda corresponde gráficamente (fig. 1) al momento en que la válvula
áortica se cierra y se produce la transición entre la sístole y la
diástole.).
Figura 1. Onda de pulso típica
Durante la sístole ventricular la sangre es expulsada hacia la aorta produciendo un incremento de presión correspondiente a la onda sistólica. Por otra parte, la caída de presión
posterior a la incisura aguda corresponde a la onda diastólica
[4], fig. (1).
La forma de onda, no obstante, es distorsionada comúnmente por la presencia de una onda de reflexión sistólica [5].
Esta se origina cuando la onda de presión llega a bifurcaciones
arteriales importantes y produce un fenómeno de rebote que
genera una nueva onda de presión en dirección contraria a la
original, la cual llega al arco aórtico en el período diastólico
del corazón. Como en dicho momento la válvula aórtica está
cerrada se produce un aumento de presión diastólica que favorece la perfusión miocárdica a través de las coronarias [5].
Sin embargo, cuando la onda de presión (o de pulso) aumenta
su velocidad, la onda de reflexión sistólica llega a la válvula aórtica cuando el corazón está en su sístole ventricular. La
presión sistólica por ende aumenta y de forma contraria, la
diastólica disminuye.
Consecuentemente, se incrementa el riesgo cardiovascular porque el corazón necesita realizar mayor esfuerzo para
62
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
expulsar la sangre y recibe menos irrigación por las arterias
coronarias en su período diastólico [5, 6].
La velocidad de la onda de pulso (VOP) es la rapidez con
que viaja la onda de presión transmitida desde la aorta a través del árbol arterial [6]. En la VOP, entre mayor es la rigidez
en las paredes arteriales, a causa del envejecimiento, mayor
es la velocidad [1, 7]. En la actualidad se ha relacionado la
rigidez arterial y el riesgo cardiovascular [8] porque esta puede incrementarse con la presencia de determinadas patologías
como: la hipertensión arterial, la estenosis aórtica, arterioesclerosis, la dislipidemia, la diabetes mellitus, la insuficiencia
renal [2, 3, 4], entre otras.
La medición de la VOP se obtiene por medio de la adquisición simultánea de dos señales de pulso en lugares distintos
e identificables del árbol arterial, la distancia (d) y el retardo
(t) entre ambas permite obtener la velocidad (v) mediante la
ecuación d = (v)(t).
En la presente investigación, se realiza el diseño e implementación de un equipo de medición de la VOP con sensores
de fotoplestimografía.
METODOLOGÍA
El esquema de funcionamiento se basa en la adquisición
de dos señales de pulso y la recepción de la señal ECG. La
data es adquirida y/o digitalizada por el microcontrolador, para ser enviada a un computador personal donde se realiza el
procesamiento y cálculo de la VOP. Los sensores son comandados por el circuito manejador de LEDs y estos por el DAC.
El DAC controla también el nivel cero de las señales en los
amplificadores y filtros activos que trabajan fuente única.
El procesamiento de la data en el computador se realiza
en Python.
En términos generales, el diseño puede observarse en el
diagrama de bloques de la fig. 2.
ANTECEDENTES
Para la medición de la VOP por fotopletismografía, a nivel
de hardware, el ancho de banda de los filtros abarca frecuencias entre 0.8 y 13 Hz [9].
Para los sensores por fotopletismografía se utilizan diodos
LEDs NIR (940nm) y fotodiodos.
El procesamiento de las señales se implementa usualmente en un computador personal [9]. La identificación de los
puntos de medición en las señales para el cálculo del tiempo
de retardo se realiza por varios métodos: por el punto máximo, por el mínimo, por el punto máximo derivativo [7] o por
medio de análisis por transformada wavelet [10].
En relación a la programación del entorno de trabajo en
el computador para la recepción, procesamiento y graficación
de datos se utilizan los lenguajes Visual Basic, C++ [7] y en
mayor medida Matlab [11, 12, 13].
Algunos investigadores han propuesto la medición de la
VOP con la adquisición de la señal ECG y solo una señal de
pulso del árbol arterial [10]. Por otra parte, en otras investigaciones se plantea la medición de la VOP (o en su defecto
solo el tiempo de retardo en las señales) con la adquisición de
dos señales de pulso [11], y en caso de usar una ECG, la usan
como referencia [7, 12] .
La presente investigación busca el desarrollo de un equipo
para la medición de la VOP con el uso de dos señales de pulso
y una de ECG para incrementar la robustez del sistema (ante
presencia de arritmias por ejemplo), además de un estudio para la optimización de un algoritmo para el cálculo de tiempo
de retardo entre señales para la obtención de la VOP.
Figura 2. Diagrama de bloques general
Los sensores trabajan por el principio de fotopletismografía. La fotopletismografía es una medición de volumen que
se realiza de forma óptica partiendo del hecho que cuando la
luz incide sobre la piel, parte de ella es reflejada, otra parte
es absorbida y la restante es transmitida. Si se mide bien sea
la luz reflejada o la transmitida durante un período de tiempo
determinado se obtendría una señal de fotopletismografía.
Se seleccionaron sensores comerciales para medición de
saturación de oxígeno. Estos traen consigo la disposición de
dos LEDs contrapuestos (uno rojo y uno NIR, ver fig. 3) y un
fotodiodo, así como un conector DB9 macho.
Figura 3. Disposición de los LEDs en los sensores comerciales
utilizados
Se seleccionó el OPA380 como amp. de transimpedancia
63
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
por su baja corriente de polarización (50pA) y por su capacidad de funcionar con fuente única. Ver fig. 4.
El circuito posee varias etapas de filtros analógicos pasivos y activos. Se utilizaron amplificadores LM324. La banda
de paso de toda la etapa de filtrado abarca el rango de 0.267.2 Hz. En la entrada positiva de los OP-amps se ha dispuesto
una referencia para ubicar el cero de la señal de manera que
se pueda manejar aún cuando estos funcionen con una sola
fuente, ver fig. 5.
ja por I2C y con 12 bits. El cual modifica la tensión en los
amplificadores para el control de los LEDs, y fija los voltajes
de referencia para el cero de las señales en los filtros activos
con fuente única.
A nivel de software, la programación del Arduino se realizó con Arduino IDE. El procesamiento en el computador personal se implementó en Python. De manera provisional, se
realizó un programa para recibir, procesar y graficar la data
de dos señales de onda de pulso provenientes del Arduino.
Las señales fueron tomadas en el dedo índice izquierdo y en
la zona de palpación del pulso carotídeo. La identificación de
los puntos de referencia para el cálculo de la VOP se realizó
bajo la búsqueda de los puntos máximos locales.
El proceso de identificación de dichos puntos se inicia umbralizando la señal (onda de pulso) original de manera que los
valores que están por debajo de un umbral asignado sean descartados (cero lógico) y aquellos superiores a este sean conservados (1 lógico). Se obtiene la señal de la fig. 6.
Onda de pulso original
200
150
Figura 4. Circuito de control de LEDs y amplificador de transimpedancia
100
Por otra parte, es necesario un circuito que gobierne la
luminosidad de los LEDs en los sensores para optimizar la
adquisición de la señal de pulso. El circuito de la figura 4 modifica la corriente del LED. Asegura una tensión determinada
en la entrada positiva del OP-amp U2:D y en consecuencia en
el emisor del transistor. Con la tensión asignada en Ve y la
resistencia R23, se tiene que Ie=Ve/R23 y como Ie =Ic. Entonces la intensidad del LED cambia al modificar la tensión
Ve.
50
0
1.4
1.2
1.0
0.8
0.6
0.4
0.2
0.0
0
Determinacion de valores superiores al umbral
1000
2000
3000
Muestras
4000
5000
6000
fc= 7.2048 Hz
Filtro pasa bandas fc1= 0.4823 . fc2=4.8229 Hz
Filtro pasa bajas fc= 4.8229 Hz
C8
C4
R4
R10
33k
4.7M
Figura 6. Determinación de los valores de la onda original sobre
el umbral
C9
4.7n
1uF
1uF
R11
10uF
R2
10uF
U2:A
Notch filter f=58.9463 Hz
11
C3
11
C2
R3
2
1
33k
3
R5
R6
R9
27k
27k
27k
U2:B
RV1
11
Filtro pasa altas fc=0.2842 Hz
Vout_opa380
Onda de Pulso 1
33k
10K
6
7
U2:C
9
5
8
56k
Onda de Pulso 1
C5
LM324
0.22uF
C10
C6
4
4
4
10
LM324
LM324
C7
0.1uF
0.1uF
1uF
R7
10k
Canal C (DAC) -Nivel de offset 1
Luego se calcula la derivada de la onda umbralizada obteniendo los flancos de subida y bajada para la ubicación de las
zonas con máximos locales. Con dichas ubicaciones se puede
procesar por separado cada una de las zonas identificadas para
determinar los puntos máximos locales (fig. 7).
R8
3.9k
VCC
1.5
1.0
0.5
0.0
0.5
1.0
1.5
Canal C (DAC) -Nivel de offset 1
Figura 5. Etapa de filtrado
Para el muestreo y preprocesamiento de las señales se ha
utilizado un dispositivo Arduino Uno Rev. 3. Este posee un
ADC de 10 bits. La resolución para un rango de tensión 0-5v
es de 4.9mV. El comando de digitalización analogread() toma
100uS en obtener la señal y convertirla. La tasa máxima de
muestreo es de 10000 muestras por segundo, pero en la realidad es menor porque está limitada por la velocidad del puerto
serial (cuyo tasa máxima es 115200 bits por seg.). El Arduino
se encarga del muestreo y conversión de la señal, de comandar
el convertidor digital analógico (DAC), y de la comunicación
con el computador personal.
Adicionalmente, se utilizó un DAC MCP4728, que traba-
200
Derivada de la onda umbralizada
Zonas de maximos locales de la onda original
150
100
50
0
0
1000
2000
3000
Muestras
4000
5000
6000
Figura 7. Determinación de las zonas de máximos locales con la
derivada de la onda umbralizada
64
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
RESULTADOS
Asimismo, agradecimientos al Dr. Mario Perez por su asesoría en tópicos de cardiología pertinentes a la investigación y
Se realizó el montaje parcial en PCB para obtener las se- al Ing. Alberto Medrano por su asesoría y apoyo en el diseño
ñales de pulso. Los resultados obtenidos fueron satisfactorios. y fabricación de PCBs.
Fue posible la adquisición de la onda de pulso en diferentes
puntos del árbol arterial: pulso carótido, femoral, digital, bra- REFERENCIAS
quial y tibial.
En la figura 8 se observa la identificación de los puntos [1] Merrill F. Elias et al (2011): Norms and reference values
for pulse wave velocity. The Journal of Bioscience and
máximos locales de las ondas de pulso adquiridas. El retardo
Medicine, 1: pp 1-10.
promedio entre ellas fue de 0.1206 s. El cálculo de la velocidad, considerando una distancia de 1.1 m entre los puntos de [2] Citia Galli et al (2004): La velocidad de la onda del pulso
en la evaluación vascular de pacientes con insuficiencia
medición, fue de aproximadamente 9.1232 m/s.
renal. Revista Federación Argentina de Cardiología, 33:
pp 212-217.
Onda de pulso 1 (Pulso digital izquierdo)
700
600
500
400
300
200
100
0
2
300
250
200
150
100
50
0
2
[3] J. Bonet Sol (2007): Aplicación práctica de la medida de
la onda de pulso en el estudio de la rigidez arterial. Revista Elsevier Saunders, 24: pp 30-34.
3
4
5
6
7
8
Onda de pulso 2 (Pulso carotideo)
9
[4] Guyton y Hall. (2011): Tratado de Fisiología Médica, 12th
Edición, Ed. México D.F: Elsevier B. V.
10
[5] Fernando M. Clara et al (2005): La técnica de análisis de
onda de pulso en la determinación del riesgo cardiovascular. Revista de la Federación Argentina de Cardiología,
34: pp 213-220.
3
4
5
6
Segundos
7
8
9
[6] C. Estadella et al (2009): Rigidez arterial y riesgo cardiovascular. Elsevier Doyma, 27: pp 203-210.
10
Figura 8. Identificación de los puntos máximos para el cálculo
del retardo entre las ondas de pulso
CONCLUSIONES
Se ha diseñado la mayoría del circuito para la adquisición
de la VOP. La investigación está en fase de fabricación del
circuito impreso de la etapa de aislamiento y adquisición de
la señal ECG (ver fig.2). Con el circuito impreso fabricado se
obtuvieron señales de pulso identificables. Los resultados del
cálculo de la VOP (∼ 9 m/s) se acercaron a valores de referencia (∼ 7 m/s para un adulto menor de 30 años normotenso )
en otras investigaciones [1, 14] . Por otra parte, es necesaria la
implementación de un algoritmo de control para la luminosidad de los LEDs para reducir la gran variabilidad en amplitud
de las señales de pulso en los diferentes puntos de palpación
y entre pacientes. Así como el desarrollo de algoritmos más
robustos ante la presencia de irregularidades en las señales
(linea base, arritmias, entre otros)
AGRADECIMIENTOS
[7] R. Gonzales et al (2008): Automatic Brachial Ankle Pulse
Wave Velocity Measurements for Vascular Damage Assessments, in Proc. Computers in Cardiology, 35: pp 173176.
[8] Hsien-Tsai Wu et al (2006): A Bio Signal Processing System for Pulso Wave Velocity Detection, in Proc. ICEED,
pp 1-4.
[9] Freescale Semiconductor (2012): Appl. Note AN4327,
pp.1-39.
[10] Gu-Young Jeong, et al (2004): Continuous Blood Pressure Monitoring using Pulse Wave Transit Time, in Proc.
26th IEEE EMBS, pp 738-741.
[11] John C. Murphy et al (2011): An Innovative
Piezoelectric-Based Method for Measuring Pulse
Wave Velocity in Patients With Hypertension. The
Journal of Clinical Hypertension, 13: pp 497-505.
[12] Milan Chmelar y Radim Ciz (2009). Problems of Measuring Pulse Wave Velocity, in Proc. 8th WSEAS CSECS,
pp 320-323.
[13] Kipge-Kviesis E. et al (2011). A photoplethysmography
device for multipurpose blood circulatory system assessAgradecemos de manera especial al Proyecto Prometeo
ment. in Proc. SPIE-OSA, 8090: pp 1-7.
de la Secretaría de Educación Superior, Ciencia, Tecnología e
Innovación de la República del Ecuador por su patrocinio en [14] Borik Stefan (2012): Pulse wave velocity measurements.
in Proc. XIV International PhD Workshop OWD, pp 20este trabajo.
23.
65
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
DISEÑO DE UNA ESTACIÓN DE REHABILITACIÓN PARA LA
ARTICULACIÓN DE LA MUÑECA EMPLEANDO EL PROCESO ANALÍTICO
DE JERARQUÍA
E. Ceballos1, J. Paredes1, M. Diaz1, P. Vargas,
1
Universidad de Los Andes
e-mail: [email protected]
RESUMEN
En esta investigación se desarrolló el diseño de una estación de rehabilitación para la articulación de la muñeca con
problemas de Tendinitis. Se realizaron diversos estudios antropométricos relacionados con las dimensiones y ángulos de
movimiento de la articulación de la muñeca en la población venezolana. A partir de la información recolectada se
elaboraron diferentes propuestas de diseño, las cuales fueron evaluadas mediante la aplicación del Proceso Analítico de
Jerarquía. Luego de la evaluación y selección de las propuestas se utilizaron software CAD-CAE para la definición de las
formas, geometrías y materiales de los diferentes componentes del dispositivo, para su posterior análisis estructural con la
determinación del estado tensional de esfuerzos y deformación. En esta investigación se logró diseñar un dispositivo que
ayudara a la rehabilitación de la articulación de la muñeca permitiendo realizar la combinación de movimientos de flexión
dorsal-palmar y cubital-radial para la recuperación de la funcionalidad de la articulación.
Palabras Clave: Rehabilitación de articulación de la muñeca, Proceso Analítico de Jerarquía, Diseño.
los equipos como el Haptic Robot, el cual es un dispositivo
robótico desarrollado por el Instituto para la Rehabilitación
de Eslovenia y se basa en un diseño de armazón
estructural tipo exoesqueleto con fijación al suelo; este
dispositivo permite la rehabilitación del brazo, antebrazo y
muñeca en un rango de movilidad significativo,
adicionalmente se caracteriza por poseer un controlador de
movimiento activado por un actuador lineal acoplado sobre
una rótula esférica. [3]. Entre otro de los dispositivos
destacados en rehabilitación de muñeca y antebrazo, es el
desarrollado por el Istituto Italiano di Tecnologia, este
robot posee tres grados de libertad controlados por tres
motores rotatorios DC con sistemas de transmisión de
engranaje cónico, el cual cuenta con un protocolo
terapéutico que permite la restauración de la funcionalidad
de la muñeca en pacientes con accidente cerebrovascular
crónico, [4]. A finales del 2008, Investigadores de la
Universidad Rice en Houston, U.S.A, desarrollaron un
dispositivo de rehabilitación exoesquelético con fines de
rehabilitación y entrenamiento para pacientes con lesiones
neurológicas en las articulaciones de la muñeca y
antebrazo, [5]. Este dispositivo se caracteriza por ser un
robot de cuatro grados de libertad accionados por motores
rotatorios DC acoplados a sistemas de transmisión de
cabrestante, en dicho diseño se observa la carencia de
portabilidad. La mayoría de los equipos utilizados en
rehabilitación se caracterizan por poseer diseños
INTRODUCCIÓN
En los últimos años se han desarrollado diferentes
dispositivos de rehabilitación para las articulaciones de
muñeca con lesiones originadas por accidentes, caídas,
golpes, malas posturas en el lugar de trabajo o ejecuciones
erróneas repetitivas en actividades deportivas. Este tipo de
lesiones pueden generar molestias y dolor en la movilidad
de la articulación, presentándose severas inflamaciones en
los músculos y tendones (Tendinitis) [1]. Dentro del
tratamiento de rehabilitación de la articulación de la
muñeca, se destacan tres etapas principales, 1era etapa
inmovilización de la articulación, 2da etapa de exposición
de los tendones y músculos a cambios térmicos entre frio y
calor, y una 3era etapa en la que el médico fisiatra realiza
movimientos suaves en la articulación para ir recuperando
la tonificación y la masa muscular [2]. Motivado a que en
la 3era etapa el médico Fisiatra se encarga de ejercitar
dichos músculos durante largos periodos de tiempo
resultando una actividad extenuante, se
planteó la
necesidad de diseñar una estación de rehabilitación que
permita co-ayudar a ejecutar dichos movimientos
programados y controlados. Mediante el diseño de este
dispositivo se busca facilitar la labor del médico fisiatra en
la rehabilitación de la articulación de la muñeca.
Dentro de la gama de equipos utilizados para la
rehabilitación de la articulación de la muñeca, encontramos
66
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
estructurales exoesqueléticos con escaza portabilidad y
movilidad, niveles altos de consumo energético y gran
volumen, por lo que ocupan considerable espacio en las
salas de rehabilitación. Al considerar estos aspectos, este
trabajo, consiste en el diseño funcional de una estación de
rehabilitación con menor volumen que permitiera ejecutar
las diferentes rutinas de rehabilitación para las diversas
afecciones en la articulación de la muñeca.
permitir la movilización suave y controlada sin generar
incomodidad ni dolor intenso al paciente.
c) Requerimientos formales, usar geometrías curvas que
permitan mantener una armonía integral estética entre el
dispositivo y el paciente, así como permitir que la carcasa y
componentes puedan ser pintados para la personalización.
d) Requerimientos Tecnológicos, utilización de
materiales, procesos de manufactura disponibles en el país,
empleo de mano de obra nacional y uso de componentes
electrónicos asequibles.
Fase 3. Diseño conceptual del dispositivo de
rehabilitación. En esta fase se generó una propuesta
formal sencilla del dispositivo de rehabilitación a partir de
los requerimientos y especificaciones planteadas en la fase
II. En este concepto se plasmó la idea de diseñar la estación
de rehabilitación con características estructurales simples y
de volumen pequeño con movilidad en los dos ejes
principales de rotación.
Fase 4. Diseño preliminar e ingeniería básica del
dispositivo de rehabilitación de la muñeca. En esta etapa
se definieron las formas, geometrías, dimensiones,
tolerancias, materiales y mecanismos para generar las
diversas propuestas. Adicionalmente se utilizaron las
medidas antropométricas recopiladas en las fases 1 y 2,
para generar el dimensionamiento y la forma de los
diferentes componentes que constituirán el equipo. Los
materiales empleados en el desarrollo del dispositivo de
rehabilitación fueron las aleaciones de aluminio 6061 y
acero aleado de alta resistencia. El dispositivo robótico
propuesto constara de dos grados de libertad accionados
por actuadores rotatorios SMC Series CRB2 controlados
mediante una tarjeta de control Arduino UNO R3, un
acelerómetro 3D que permitirá registrar el posicionamiento
del dispositivo y un programa en lenguaje C++
desarrollado en software libre para la programación y
control del dispositivo. El sistema mecánico constara con
tres pares cinemáticos de revolución, dos pares cinemáticos
prismático y un par cinemático helicoidal para el ajuste del
dispositivo a diferentes tamaño de mano, estos pares
cinemáticos permitirán ejecutar al mismo tiempo los
ejercicios de rehabilitación de forma programada y
controlada las flexiones en los ejes Radial-Cubital y
Dorsal-Palmar. Ver figura 1.
METODOLOGÍA
En el proceso de diseño del dispositivo de
rehabilitación se empleó la Metodología del Diseño
Industrial con enfoque desde la ingeniera concurrente [6],
y para la selección de las propuestas se empleo la
metodología del Proceso Analítico de Jerarquía, [7]. En el
desarrollo del diseño se establecieron las siguientes etapas:
Fase 1. Identificación de las necesidades de diseño, Fase 2.
Especificación de los requerimientos de diseño, Fase 3.
Diseño Conceptual, Fase 4. Diseño Preliminar e ingeniería
básica del dispositivo, y Fase 5. Diseño final e ingeniería
de detalle del dispositivo de rehabilitación.
Fase 1. Identificación de las necesidades. En la fase 1,
se identificaron las necesidades requeridas para el diseño
del dispositivo de rehabilitación, de las cuales se destaca la
necesidad de poder programar y ejecutar rutinas de
ejercicios durante largos periodos de tiempo, ser
confortable y que no cause molestias al usarlo. Los
usuarios del dispositivo se caracterizaran por ser pacientes
que presentan cuadros de tendinitis o sinovitis aguda, en
edades comprendida entre los 15 a 21 años, con un
diagnostico de nutrición normal en el percentil 50, y un
peso comprendido entre 55 a 90 Kg. La altura oscila de 125
a 177,5 cm, según se constata en el Centro
FUNDACREDESA [8]. La antropometría de la manoantebrazo se caracteriza por tener un ancho de la mano con
pulgar: 9.8cm (5%), 10.7cm (50%), 11.6cm (95%) en
hombres, una distancia promedio del centro de masa de la
mano a la articulación de la muñeca 7.11 cm. El peso del
antebrazo (1.5Kg) y mano (0.5Kg) corresponden en
promedio al 2.2% del peso total del paciente [9],
movilidad normal de la articulación de la muñeca flexión
dorsal-palmar (65° -70°) y cubital-radial (15°- 30°) [10].
Fase 2. Especificación de los requerimientos de
diseño del dispositivo de rehabilitación. En esta fase se
establecieron los requerimientos de diseño.
a)
Requerimientos
funcionales,
Proporcionar
estabilidad del miembro al moverse, permitir el
movimiento de arco dentro de un rango de -50° hasta +50°
en flexión dorsal-palmar y un rango de -15° a +15° en
flexión radial-cubital, [10]. Soportar los esfuerzos y
deformaciones del sistema a cargas estáticas y fluctuantes.
b) Requerimientos Ergonómicos, adaptación a las
dimensiones del antebrazo y de la mano para percentiles 5,
50 y 95 [10]. Instalación fácil, rápida y entendible,
Flexion Radial-Cubital (15° a +15°)
Flexion Dorsal –Palmar (-50°
a +50°)
Figura 1. Grados de Movilidad
67
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Dentro de la fase de ingeniería básica se desarrollaron
dos propuesta de diseño, variando la disposición del brazo
en el dispositivo, ver figura 2.
Propuesta A (Posición
Neutral)
Propuesta B. Esfuerzo Principal Máximo (19.89 MPa)
Propuesta B (Posición
Flexionante)
Figura 3. Análisis Tensional de Esfuerzos
En la figura 3, se aprecia en ambos análisis que los
valores de esfuerzos principales se encuentran por debajo
del valor del esfuerzo de fluencia, indicando que no
presentaran falla por deformación plástica.
Aplicación del Proceso Analítico de Jerarquía para
la selección de propuesta. En la aplicación de la
metodología se establecieron los criterios de evaluación de
las propuestas de diseño, a partir de los requerimientos
planteados en la fase II. Estos criterios se agruparon
dentro de cuatro criterios de evaluación principales:
funcionales, ergonómicos, formales y tecnológicos, que
luego se ramificaron en subcriterios de diseño, para formar
el árbol de jerarquía [7]. Ver figura 4. Al establecer el
Árbol Jerárquico de los criterios y subcriterios de
evaluación, se procedió a asignar los pesos de importancia
mediante matrices de comparaciones entre los criterios y
subcriterios de cada nivel. En el establecimiento de los
pesos y la realización de las comparaciones, se consultó a
varios especialistas en el área de diseño para la asignación
de los pesos en una escala del 1 (Igual) al 9 (Extrema), [7].
Luego de establecer todos los pesos en las matrices de
comparación en todos los niveles de jerarquización, se
procedió a introducir los datos en un software de selección
de alternativas mediante múltiples criterios para la
evaluación de las propuestas.
Figura 2. Propuestas de Diseño
Fase 5. Diseño final e ingeniería de detalle del
dispositivo de rehabilitación. En esta fase se realizaron
los análisis cinemático, cinéticos y de esfuerzos,
relacionados con el comportamiento del dispositivo ante las
cargas generadas por el peso de la mano. En esta fase del
diseño se estudiaron el comportamiento del campo
tensional, deformación y factor de seguridad de los
diferentes componentes del dispositivo. En el análisis
cinético se estudio el comportamiento de la variación del
momento impulsor de los actuadores rotacionales en
función de los diferentes valores del ángulo de rotación
ubicados en el par cinemático de revolución de la barra
rotacional accionado servomotor
[11], este valor
correspondió a un valor máximo de 538 N.mm, a un ángulo
de giro de 0°. A partir de este análisis se pudo establecer el
torque máximo para la selección del actuador rotacional.
En el análisis estructural del dispositivo se
establecieron los siguientes parámetros: peso de la mano
(P= 0.5 kg) [9], cargas, condiciones de apoyos, propiedades
de los materiales (aluminio 6061 con σy = 95 MPa, E =70
GPa, v = 0,23 y acero aleado de alta resistencia con σy =
210 MPa, E = 195 GPa, v = 0,29), [12], y tipo de mallado,
para así obtener los resultados del campo tensional,
deformaciones y factor de seguridad de los diversos
componentes, ver figura 3.
Propuesta A. Esfuerzo Principal Máximo (17.98 MPa)
Figura 4. Árbol de Jerarquía
68
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
estructural se determinó que los componentes del equipo no
presentarán falla por deformación plástica durante su vida
útil. Con los materiales y las geometrías propuestas
permitirán un fácil mecanizado y ensamblado. Mediante la
aplicación del Proceso Analítico de Jerarquía se pudo
determinar que la propuesta A resultó ser la más apropiada
para el desarrollo del dispositivo, con una tendencia de
selección del 53%. Se concluye que el prototipo presentado
puede ser considerado como una alternativa útil para asistir
al médico fisiatra en la realización de los ejercicios de
rehabilitación para la articulación de la muñeca.
RESULTADOS
Al designar los diferentes pesos de comparación, se
obtuvo que los criterios de diseño con mayor relevancia
fueron: Movilidad (13.7%), Programable (12.5%) y
Controlable (12.5%), presentando así una mayor relevancia
en su diseño funcional. Al conocer el nivel de importancia
de los criterios se procedió a evaluar cada propuesta con
respecto a cada uno de los dieciochos subcriterios del árbol
de jerarquía mediante matrices de comparación [7],
obteniéndose los resultados presentados en la figura 5.
AGRADECIMIENTOS
Al CDCHTA de la Universidad de Los Andes por el apoyo
financiero al proyecto N° A-778-11-02-C.
REFERENCIAS
[1] Almekinders L. C. (1998): Tendinitis and other chronic
tendinopathies. Journal of American Academy of
Orthopedic Surgery 6:157-164.
[2] Brotzman, B. (1996): Handbook of Orthopedic
Rehabilitation, USA: Mosby Inc.
[3] Oblack, J. et al (2010): Universal Haptic Drive: A
Robot for Arm and Wrist Rehabilitation. IEEE
Transactions on Neural Systems and
Rehabilitation
Engineering, Vol. 18, N°. 3.
[4] Squeri V. et al (2013): Wrist Rehabilitation in chronic
stroke patients by means of adaptive, progressive robot
aided therapy. TNSRE-2012-00127.R1. Jornadas IEEE.
[5] Gupta, A. et al (2008): Design, Control and
Performance of Rice Wrist: A Force Feedback Wrist
Exoskeleton for Rehabilitation and Training. The
International Journal of Robotics Research 2008 27: 233.
[6] Aguayo, F. et al (2003): Metodología del diseño
industrial: un enfoque desde la ingeniería concurrente.
España: Ra-Ma.
[7] Saaty, T. (1998): Método Analítico de Jerarquía
(AHP); Principios Básicos. EN: Evaluación y Decisión
Multicriterio. Reflexiones y Experiencias. Editado por
Eduardo Martínez y Mauricio Escudey. Edit. Universidad
de Santiago. Pp17-46.
[8] Fundación Centro de Estudios Sobre Crecimiento y
Desarrollo
de
la
Población
Venezolana
(FUNDACREDESA). (1993): Tabla de peso, talla,
circunferencia cefálica, longitudes de huesos de la
población venezolana. Venezuela.
[9] Le Veau, B. (1991): Biomecánica del movimiento
Humano (1ª ed.). México: Trillas.
[10] Panero, J. et al (1996): Las Dimensiones Humanas en
los Espacios Interiores, 7a ed., México: Ediciones G. Giii.
[11] Barrios, A. (2007): Fundamentos de Robótica, 2ª ed.,
España: Mc Graw Hill.
[12] Beer, F. et al (2007): Mecánica de Materiales, 4ª ed.,
México: Mc Graw Hill.
Figura 5. Evaluación de las Propuestas
En la figura 5, se puede observar que la propuesta A
superó a la propuesta B en la mayoría de los criterios de
evaluación (funcionales, ergonómicos, formales, técnicoproductivo) con una tendencia de selección del 53%.
DISCUSIÓN
Mediante la aplicación del Proceso Analítico de Jerarquía
al proceso de diseño, se pudieron identificar los criterios
más significativos para el diseño del dispositivo de
rehabilitación, lográndose determinar que con el desarrollo
de la propuesta “A” se realizaran los ejercicios de
rehabilitación de forma más confortable y cómoda con
respecto a la propuesta “B”, permitiendo ejecutar los
ejercicios de rehabilitación por un tiempo más prolongado
sin ocasionar agotamiento o molestias al paciente,
permitiendo así reducir el tiempo en la recuperación.
CONCLUSIONES
En el trabajo presentado se mostró el estudio preliminar
del desarrollo de un dispositivo de rehabilitación
programable para la articulación de la muñeca a partir de
los requerimientos de diseño establecidos en la fase II del
desarrollo. Al realizar los análisis cinemáticos y cinéticos
se pudieron determinar los parámetros como el par de
torsión y la potencia mínima necesaria para la selección
de los actuadores rotacionales del dispositivo. Del análisis
69
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN DE UN ELECTROMIÓGRAFO PARA SOPORTE
EN EL DIAGNÓSTICO DEL SÍNDROME DEL TÚNEL CARPIANO
Rodríguez Jessica1, Aguirre Iñaki1, Gómez Claudia1
Departamento de Control y Automatización, Escuela de Sistemas,
1
Universidad de Los Andes
e-mail: [email protected]
RESUMEN
La siguiente investigación describe el diseño y la construcción de un sistema biomédico, que permite registrar la actividad
eléctrica de los músculos. Este sistema es de relevante importancia ya que sirve de soporte a la medicina en el diagnóstico
de trastornos o afecciones musculares, entre ellos el síndrome del túnel carpiano. El electromiógrafo diseñado consta de una
etapa de acondicionamiento de la señal conformado por la amplificación y filtrado de la misma, siendo el amplificador de
instrumentación AD 620 el componente electrónico principal. Para la digitalización de la señal se hace uso de un conversor
analógico digital en combinación con un microcontolador y un software para la visualización de la señal mioeléctrica en un
computador.
Palabras Clave: Electromiógrafo, Amplificador de instrumentación, Señales mioeléctricas, Túnel carpiano.
INTRODUCCIÓN
mediano en el túnel carpiano, estructura que comparte con
los tendones flexores de los dedos [2].
En los últimos años, la Ingeniería Biomédica o
Bioingeniería ha crecido considerablemente debido a la
búsqueda de nuevas técnicas y tecnologías, que ayuden a la
medicina al diagnóstico, prevención y tratamiento de
enfermedades que afectan al ser humano. Esto conlleva a
que cada dispositivo que se quiera diseñar e implementar
no sólo sea eficiente sino también que sea portátil y fácil de
manejar.
En algunos casos es difícil de diagnosticar y por ello
existen distintas pruebas tanto físicas como eléctricas para
su diagnóstico, entre ellas la prueba de velocidad de
conducción nerviosa (VCN), la electromiografía (EMG), la
ecografía (US), la resonancia magnética (MRI) y la
tomografía computarizada (TC) [3].
En la mayoría de los casos se utiliza la combinación de
las pruebas VCN y EMG para su diagnóstico. La VCN es
la evidencia más concluyente del síndrome del túnel
carpiano, en donde se mide el impulso nervioso, si el
nervio mediano está dañado, el músculo tardará más en
responder al impulso eléctrico inducido. Cuanto más
demore el impulso nervioso, peor será el daño nervioso. La
EMG, mide el grado de función anormal de los músculos.
Se coloca un electrodo en varios músculos a los que llega
el nervio mediano y se observan los patrones de
contracción con el músculo relajado y contraído, si no
registra actividad eléctrica al contraer el músculo o si se
registra al estar el músculo en reposo, se puede estar en
presencia de una anomalía en dicho músculo y el médico
procedería con el tratamiento adecuado [4].
Una de las principales técnicas para adquirir información
del cuerpo es la electromiografía. La electromiografía
(EMG) es el estudio de los potenciales eléctricos generados
por los músculos durante el movimiento. En la
electromiografía de superficie (SEMG), la señal es
adquirida mediante electrodos superficiales localizados
sobre la piel, dando información sobre la actividad eléctrica
total asociada con la contracción muscular, obteniéndose
este potencial en un intervalo de 50 µV a 5 mV. El ancho
de banda para músculos estriados es de 2-500 Hz, y para
músculos lisos 0.01-1Hz [1].
Para analizar las señales EMG se requiere de un
programa computarizado que muestre los valores
potenciales (mV), para analizar los patrones de contracción
muscular y observar si el músculo presenta alguna
anomalía causada por el síndrome del túnel carpiano. El
síndrome del túnel carpiano se define como el síndrome
neurológico producido por el atrapamiento del nervio
El objetivo es diseñar y construir un sistema de
adquisición de señales mioeléctricas, que permita visualizar
la actividad eléctrica de los músculos que se ven afectados
por el síndrome del túnel carpiano y servir como soporte
70
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
para su posterior diagnóstico. Para adquirir la señal EMG
se necesitarán etapas de tratamiento, acondicionamiento y
de adquisición de los datos obtenidos. Por último se
diseñará una última etapa de visualización de los datos, con
un software para el usuario que permita la visualización de
los datos en tiempo real.
señal. Esta etapa está formada por la amplificación y
filtrado de la señal.
1.1.1. AMPLIFICADOR DE INSTRUMENTACIÓN
El amplificador de instrumentación permite convertir la
tensión de salida del sensor, que suele ser de pequeña
amplitud y con impedancia alta, en una magnitud utilizable,
adaptando impedancias y amplificando la señal útil (señal
diferencial) [6]. La ganancia utilizada será de 1000, la cual
se calcula aproximadamente como la inversa del orden de
magnitud de la señal mioeléctrica (10-3), para obtener una
mejor amplificación de la señal EMG. El valor de la
ganancia dependerá de cuánta amplificación necesite un
sistema de adquisición de señales.
Balza (2012), construyó un electromiógrafo de cuatro
canales, utilizando una tarjeta de adquisición de datos
LabJack U3 para hacer la digitalización de las señales
EMG obtenidas y luego controlar los movimientos para el
exoesqueleto del brazo. Para el caso de estudio se tendrá
como guía el modelo usado por Balza (2012), modificando
el número de canales empleado y el método usado para la
digitalización de la señal [5].
1. METODOLOGÍA
1.1.2. FILTRADO DE LA SEÑAL
La implementación del electromiógrafo diseñado permite
la visualización de las señales EMG en el computador. La
comunicación con el computador se obtiene a través del
puerto USB, conectado a Arduino UNO que se encuentra
acoplado al dispositivo. El sistema de adquisición de
señales EMG está constituido por las etapas del diagrama
de bloques de la Figura 1.
El filtrado de una señal es una de las partes más
importantes en el diseño de un electromiógrafo, ya que
determinará el ancho de banda en el que trabajará. Una
señal EMG se encuentra en un intervalo de valores entre 0
Hz y 500 Hz, por lo tanto un dispositivo para
electromiografía sólo debe dejar pasar señales que se
encuentren en dicho intervalo. Sin embargo, el circuito
diseñado trabaja en un intervalo de aproximadamente 33
Hz a 397 Hz, el cual es un buen ancho de banda ya que se
considera que el intervalo dominante es de 50 Hz a 150 Hz
[1].
La metodología seguida corresponde a adquirir las
señales EMG, a través de los electrodos superficiales, luego
someterla a un acondicionamiento donde es amplificada y
filtrada. Finalmente se realiza el tratamiento digital
ejecutado por el ARDUINO UNO, para transferir los datos
obtenidos al computador y visualizar la señal EMG en un
software diseñado en Eclipse.
 FILTRO PASA BAJO
El filtro Butterworth pasa bajo, permite que el sistema
deje pasar frecuencias inferiores a una frecuencia
determinada denominada frecuencia de corte [7]. El filtro
pasa bajo implementado está diseñado para que deje pasar
frecuencias hasta 397 Hz, aproximadamente.
 FILTRO PASA ALTO
El filtro Butterworth pasa alto, permite atenuar la señal
a valores de frecuencia bajos [7]. El filtro diseñado deja
pasar solo frecuencias que se encuentren a partir de 33 Hz.
 FILTRO DE NOTCH
El filtro de Notch permite el paso de señales en una
frecuencia específica. El uso del filtro de Notch en el
diseño del electromiógrafo se debe a la necesidad de
eliminar la interferencia que produce la red eléctrica, la
cual es de 60 Hz.
Figura 1. Sistema de adquisición de señales EMG
Debe mencionarse que la colocación de los electrodos
influye en la obtención de la señal EMG, por lo que se
recomienda que los electrodos sean colocados en un
músculo de mayor volumen, ya que al no tener contacto
con otro músculo, se puede asegurar que el potencial de
acción es del músculo deseado.
1.2. TRATAMIENTO DIGITAL
La etapa final para la adquisición de señales EMG, es el
tratamiento digital correspondiente a Arduino UNO. No
obstante, la conversión analógica-digital puede ser
realizada haciendo uso de otro microcontrolador o
cualquier dispositivo capaz de realizar dicha conversión.
1.1. ACONDICIONAMIENTO DE LA SEÑAL
La primera etapa de funcionamiento proveniente del
electromiógrafo corresponde al acondicionamiento de la
71
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Las razones por la cual se decidió usar ARDUINO son por
su bajo costo, por la documentación que posee, por su
versatilidad y por ser un microcontrolador de software
libre.
2. RESULTADOS
El dispositivo final corresponde a la unión de la tarjeta
de electromiografía, al ARDUINO (ambos contenidos en
una caja de acrílico) y al computador que mostrará las
señales adquiridas a través de la aplicación. En la Figura 4,
se observa el prototipo de electromiógrafo final conectado
al paciente. Las características técnicas del dispositivo se
muestran en la Tabla 1.
Un cable USB permite que la comunicación entre el
sistema analógico (electromiógrafo) y el computador sea
posible. La visualización en tiempo real de la señal se hace
a través de una aplicación desarrollada en el lenguaje de
programación Java y servirá de soporte no solo para
diagnosticar el síndrome del túnel carpiano sino cualquier
otra miopatía muscular. En la Figura 2, se muestra el
esquema electrónico a implementar para la tarjeta de
electromiografía donde se observa la ubicación de los
filtros descritos anteriormente.
Tabla 1. Características técnicas
Conversor A/D
Filtro pasa bajo
Filtro pasa alto
Filtro rechaza banda
Factor de rechazo de modo común
Resolución
10 bits
397 Hz
33 Hz
60 Hz
130 dB
4,9 mV
Para el presente proyecto se seleccionaron tres
músculos superficiales de antebrazo: el extensor cubital del
carpo, el flexor cubital del carpo y el abductor corto del
pulgar. La validación de los resultados obtenidos se basó en
los movimientos que cada músculo registraba, conocido
como patrones de contracción máximo, regular o mínimo,
dependiendo de la intensidad con la que se ejecuta el
movimiento. Esta información fue aportada por el doctor
Pérez C. Antonio de la Unidad de Fisiatría IAHULA.
Para registrar los patrones de contracción de los
músculos seleccionados se definió un movimiento
particular para cada uno de ellos. Para el músculo extensor
del carpo los movimientos ejecutados por el paciente son
extender la muñeca y cerrar el puño. Para estudiar el flexor
cubital del carpo, se pidió al paciente flexionar la muñeca y
para registrar la actividad muscular del músculo abductor
corto del pulgar, se pidió al paciente flexionar el pulgar.
Figura 2. Circuito final para la detección de señales
mioeléctricas
La señal capturada y mostrada en la parte superior de la
Figura 4, corresponde a la aplicación desarrollada en el
lenguaje de programación Java.
La Figura 3, corresponde al circuito impreso de la
tarjeta de electromiografía diseñada junto a la caja donde se
encuentra contenida. El ARDUINO se encuentra en la parte
inferior de la caja.
Figura 4. Sistema de adquisición de señales EMG
completo
Figura 3. Circuito impreso de tarjeta de
electromiografía junto a caja que lo contiene
72
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Los resultados obtenidos varían de acuerdo a cada
persona. En la base de datos de la página web del National
Institute of Biomedical Imaging and Bioengineering se
encuentran las imágenes mostradas en la Figura 5, donde se
aprecia señales EMG sana y con alguna anormalidad..
La interpretación de las señales EMG, son parte
fundamental en el diagnóstico médico para diversas
miopatías, entre ellas la del síndrome del túnel carpiano.
No obstante, para diagnosticar dicho síndrome se toman en
cuenta otras opciones, como el examen físico y el de
conductividad nerviosa, la electromiografía sirve de ayuda
para saber en qué estado se encuentran los músculos y
completar el diagnóstico.
Un examen de electromiografía suele ser costoso,
debido a que no en todos los hospitales o clínicas tienen
acceso a electromiógrafos, bien sea por los costos del
dispositivo o por falta de personal capacitado. Una de las
bondades del proyecto elaborado es su bajo costo. El costo
total estimado del electromiógrafo diseñado es de 60$,
incluyendo el ARDUINO UNO. Es un dispositivo
accesible al público, ya que en el mercado se encuentran
valorados a partir de 500$ (Myotrac T4000P).
REFERENCIAS
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Universidad de Valencia, España.
[2] Rodríguez M. D., García C. M., Mena M. J., Silió V. F.
y Maqueda B. J. (2007), Enfermedades profesionales
relacionadas con los trastornos musculo-esqueléticos.
Síndrome del Túnel Carpiano.
[3] Deniz E., Oksüz E, Sarikaya B, Kurt S, Erkorkmaz U,
Ulusoy H, Arslan S. (2012). Comparison of the Diagnostic
Utility of Electromyography, Ultrasonography, Computed
Tomography, and Magnetic Resonance Imaging in
Idiopathic Carpal Tunnel Syndrome Determined by
Clinical Findings. University Faculty of Medicine,
Department of Neurosurgery, Tokat, Turkey.
[4] Joseph J. Biundo, Perry J. Rush (2013), Síndrome del
túnel carpiano. American College of Rheumatology. USA.
[5] Balza, V. (2012), Construcción de un prototipo de
sistema Exoesqueleto de un brazo con dos grados de
Libertad controlado con señales Mioeléctricas. Tesis de
grado para la obtención del título de Ingeniero de Sistemas,
Escuela de Sistemas, Universidad de Los Andes, Mérida,
Venezuela.
[6] DataSheetAD620 (2010), Data Sheet. (Visitado 2010,
Noviembre 10) [Documento PDF ONLINE]. URL
http://www.datasheetcatalog.com/datasheets_pdf/A/D/6/2/
AD620.shtml
[7] Texas Instruments (2002), Analysis of the Sallen-Key
Architecture. Application Report. (1999, July). Revised
September 2002. Documento PDF ONLINE. URL
http://www.vyssotski.ch/BasicsOfInstrumentation/Analysis
OfTheSallen-KeyArchitecture.pdf
[8] PhysioNet 2011. USA National Institute of Biomedical
Imaging
and
Bioengineering.
(Disponible
en:
http://physionet.org/physiobank/database/emgdb/)
Figura 5. Ejemplos de electromiografías [8]
En la Figura 6 se observa la señal EMG obtenida de un
paciente que no sufre del síndrome del túnel carpiano. Esto
se puede afirmar ya que cuando se realizó la prueba el
músculo evaluado respondía al momento de ejecutar cada
movimiento solicitado. Si al realizar un movimiento el
músculo no muestra ningún patrón de contracción, debe
consultarse al médico para hacer un estudio más completo
que determine si el paciente presenta problemas a nivel del
nervio mediano, producido por el síndrome del túnel
carpiano.
Figura 6. Patrones de contracción muscular del
extensor cubital
CONCLUSIONES
Cada día es más importante el aporte de la ingeniería en
el campo de la medicina. A medida que avanza la
tecnología la humanidad debe acoplarse a ella y sacar el
mayor provecho de la misma. El proyecto elaborado se
desarrolló con el fin de aportar un dispositivo que fuera
útil, fácil de manejar y de bajo costo para las personas que
necesiten de él.
73
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
SIMULADOR ELECTRÓNICO PARA LA PRÁCTICA Y APRENDIZAJE DE
NUDOS DE SUTURA QUIRÚRGICA
David Rojas 1, Sayra Cristancho2 , Claudia Rueda1, Lawrence Grierson3, Adam Dubrowski3 , Alex
Monclou1
1
Grupo de Investigación BISEMIC (Bioingeniería Señales y Microelectrónica) Universidad Pontificia Bolivariana,
Seccional Bucaramanga, Colombia.
2
University of Western Ontario. London Canadá
SickKids Learning Institute, Toronto Canadá
e-mail: [email protected]
3
RESUMEN
En la actualidad se busca que las prácticas sobre simuladores para habilidades médicas generen no solo una
evaluación subjetiva, por parte de los expertos en cada una de las áreas a practicar, sino que también se genere una
evaluación objetiva, basada en análisis numéricos que permita definir la calidad del procedimiento realizado. En este
trabajo se describe el diseño y construcción de un simulador de nudos de sutura quirúrgica de bajo costo, con el cual se
busca evaluar si es posible realizar la práctica sobre un simulador electrónico, pero a su vez poder obtener información
numérica sobre la calidad del procedimiento, así como también la calidad del proceso para lograr el nudo y su producto
final. Esto se realizó con un estudio de validación del prototipo realizando toma de datos con un grupo de
expertos, novatos e intermedios, que permitieron concluir si es posible generar una clasificación entre las personas que
realizaron la práctica y los resultados obtenidos.
Palabras Clave: Simulador, Nudos, Clasificación, Evaluación.
INTRODUCCIÓN
de las paredes que permiten evaluar el movimiento que se
haga sobre estas bandas, además posee un sensor de
presión que mide la presión de aire que es inyectada al
tubo, de esta manera se obtienen lecturas objetivas de cuan
fuerte están unidos cada una de las paredes al final de la
elaboración del ejercicio.
Se describe en este trabajo la metodología utilizada para
la construcción y validación de un simulador de nudos de
sutura quirúrgica, capaz de generar un conjunto de datos
numéricos, que al ser analizados permitan tomar decisiones
en cuanto a la clasificación de habilidades de los
practicantes de cirugía, esta caracterización está delimitada
en cuanto a practicantes expertos, intermedios y novatos.
Se busca generar de una manera objetiva una
evaluación de las destrezas que se puedan adquirir con la
práctica en simuladores de procedimientos médicos [1].
Con el estudio de validación del equipo se logró analizar si
este es viable para realizar autoaprendizaje de habilidades
básicas de un cirujano.
METODOLOGÍA PARA EL DESARROLLO
VALIDACIÓN DEL PROTOTIPO
Y
Figura 1. SmartSIM
Hardware del Sistema
El SmartSim, es un simulador de nudos de sutura
quirúrgica, que permite al practicante elaborar un nudo
uniendo dos tubos elásticos que se encuentran paralelos a
una distancia de 5 cm entre sí (figura 1), estos simulan las
dos paredes de piel que se desean unir con el nudo. El
simulador cuenta con dos sensores de flexión en cada una
El SmartSim es un simulador de bajo costo donde se
implementó un sistema de adquisición de datos en un
microcontrolador de la familia Microchip [2], que permite
adquirir las señales de cada uno de los sensores y enviarlas
a la interfaz gráfica de usuario, que se encarga del manejo y
74
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
almacenamiento de los datos de la práctica del nudo. En la
figura 2 se puede observar el diagrama en bloques del
sistema, donde se cuenta con un sensor de presión
MPXV5010GC[3], y dos sensores de flexión basados en
elementos de carbón resistivo.
y cuarto año de los hospitales canadienses mencionados
anteriormente.
Teóricamente se necesitarían 50 sujetos si se quisiera
conseguir una probabilidad de menos del 0.05, un tamaño
de correspondencia entre los grupos del 0.8 (que
significaría que están sustancialmente correspondidos) )[4]
y un nivel de potencia del experimento del 80% (0.8). Sin
embargo teniendo en cuenta la dificultad para conseguir los
sujetos del grupo de los expertos debido a sus
características específicas de ser cirujanos con poca
disponibilidad de tiempo y que se cuenta con bajo número
de residentes rotando por los hospitales, 2 residentes cada 2
meses, y teniendo en cuenta que el estudio se realizó sólo
en seis meses, se escogió la muestra de 18 personas que
fueron los grupos de novatos y expertos; y 7 personas más
que fueron del grupo de los intermedios. Se tomo la
decisión de solo usar las medidas suministradas por los
sensores de flexión, ya que con los sensores de presión no
se observaron cambios considerables en cada una de las
fases del nudo.
Software de adquisición de datos
Se desarrolló una aplicación en
visualización y almacenamiento
de los sensores del SmartSim,
observar la visualización gráfica
de la práctica del nudo.
LabView que permitió la
de cada uno de los datos
en la figura 3 se puede
de los datos en el proceso
Figura 2. Diagrama en bloques del SmartSIM
La hipótesis que se trabajó en el experimento fue:
determinar si, un simulador de bajo costo puede ser capaz
de adquirir las características del desarrollo de un
procedimiento clínico, de su producto final y con estas
poder diferenciar los distintos niveles de habilidades sobre
el procedimiento (ej, expertos, novatos e intermedios).
Posteriormente se realizó un análisis de los datos
almacenados y se generaron las gráficas donde se
identifican los pasos de la realización del nudo. Las fases
del nudo son el primer movimiento de las paredes a suturar,
el segundo paso del nudo corresponde al primer cierre,
tercera fase corresponde a aseguramiento del nudo y la
ultima fase al cierre total del nudo, en la figura 4 se pueden
observar las fases del mismo. Las variables que se midieron
dentro del procedimiento fueron la fluidez, seguridad y
tiempo, y estas son expresadas por las siguientes variables:
Figura 3. Interfaz gráfica de usuario
VALIDACIÓN DEL PROTOTIPO
Diseño del experimento
El experimento que se utilizó para la validación fue un
estudio prospectivo de cohortes, y la muestra con la cual se
trabajó fueron nueve sujetos por grupo, teniendo dos
grupos identificados como novatos y expertos, los expertos
fueron residentes de último año del Hospital Universitario
de Santander y cirujanos del Toronto General Hospital,
Mount Sinai Hospital y Sunnybrook Hospital de Canadá,
los novatos fueron estudiantes de la Universidad Pontificia
Bolivariana Bucaramanga e investigadores canadienses que
no tenían conocimiento del procedimiento. Sin embargo
como valor agregado al proyecto se tomaron también datos
de un tercer grupo denominados intermedios, este grupo
sólo contó con siete participantes debido a la dificultad de
conseguir participantes que fueran residentes entre primer
•
•
•
•
•
75
Distancia entre los sensores (voltaje) en el primer
cierre del nudo y el tiempo en ejecutar el primer
cierre, ver figura 4 número 1
Distancia entre los sensores (voltaje) en la primera
parte del nudo y el tiempo en ejecutar la primera
parte, ver figura 4 número 2
Distancia entre los sensores (voltaje) al final del
nudo y el tiempo en ejecutar el nudo completo, ver
figura 4 número 3
Distancia entre los sensores (voltaje), dos
segundos después de terminado el nudo
(seguridad), ver figura 4 número 4
Número de picos entre el primer paso de cerrar el
nudo y su finalización (fluidez).
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
RESULTADOS
El método estadístico utilizado para analizar la tendencia
de los datos del SmartSim fue el ANOVA[6]. En la tabla
1, se muestran los resultados obtenidos luego del análisis
de los datos; las diferencias significativas (p<0.05) se
presentaron entre los grupos de novatos y expertos en 4 de
las variables medidas. Las variables resaltadas en negrilla
son aquellas que dieron una diferencia considerable entre la
varianza de sus medias, esa referencia es debido al
tratamiento del experimento, por lo tanto la hipótesis nula
puede ser refutada ya que estas variables tienen un valorp<0.05 . La variable que está en rojo se muestra a pesar de
no tener una significancia suficiente pues su valor-p no es
menor de 0.05 sino que es igual a 0.06. El grupo intermedio
muestra una tendencia de diferenciación respecto a los
otros dos grupos. El grupo intermedio, para las variables de
primer nudo y nudo final (variables que se miden en puntos
específicos del desempeño), se muestra la tendencia que se
observa en la figura 7 y 8 para cada una de las variables
[7].
Figura 4. Identificación de las fases de un nudo de sutura
quirúrgico
A los datos obtenidos se les aplicó un filtro Butterworth
pasa bajas de 8Hz, pues es la frecuencia máxima de
movimientos manuales generada por el hombre[5]. Así se
garantizó que en los datos analizados las variaciones se
debían sólo a los movimientos del practicante. En la figura
5 se muestra la gráfica generada por el SmartSim luego del
filtrado siendo un perfil de experto, y en la figura 6 se
puede observar un perfil de novato. Una vez filtrada la
gráfica, se desarrolló un algoritmo para identificar las
variables que se buscan medir y generar un archivo de
Excel para su posterior análisis estadístico. Sin embargo se
puede observar a simple vista una diferencia bastante
marcada en cada uno de los perfiles típicos que se muestran
en las gráficas.
TABLA I. RESULTADOS ESTADÍSTICOS DE LOS DATOS
GENERADOS POR EL SMARTSIM
Variable
Primer cierre.
Primera parte
del nudo.
Final del nudo.
2 segundos
después de
terminado el
nudo.
Número de picos.
Tiempo al primer
cierre.
Tiempo en la
primera parte del
nudo.
Tiempo en el final
del nudo.
MC de efecto
0.129287
MC de ocasión
0.075857
F
1.704342
Valor-p
0.205043
0.966923
0.738659
0.25604
0.235536
3.776697
3.136078
0.03892
0.063343
1.045106
327.3285
0.21266
40.14445
4.914908
8.153765
0.017198
0.002241
0.067981
0.039457
1.722918
0.201774
0.627261
0.272039
2.305772
0.123276
12.31666
5.18662
2.374699
0.116465
Figura 5. Perfil generado por un experto
(2,22)=3.78;p<.0389
Figura. 7 Resultados estadísticos para la variable
primer nudo
Para la variable del primer nudo, se obtuvo una diferencia
considerable entre expertos y novatos, donde los expertos
presentan una unión mayor de las paredes de la herida
durante el primer nudo, lo que se podría interpretar como
que el desempeño en este punto del procedimiento es mejor
para los expertos, debido a su valor mayor al de los demás
grupos.
Figura 6. Perfil generado por un novato
76
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
tercer grupo que serían los intermedios. Se consiguieron
diferencias considerables (p-value<0.05) en cuatro de las
variables medidas, lo que permite concluir que el SmartSim
es capaz de diferenciar los niveles de habilidad de las
personas en la realización de nudos de sutura quirúrgicos.
Con el SmartSim se logró diferenciar no sólo el producto
final del procedimiento, sino también, analizar y
diferenciar el comportamiento durante el desarrollo del
nudo de sutura quirúrgico. La significancia estadística
permite concluir preliminarmente que si se validan los
resultados del SmartSim, realizando una correlación con la
opinión de un experto, podría convertirse en una
herramienta no sólo de diferenciación, sino de auto-estudio
que lo convertiría en una de las primeras herramientas de
bajo costo que pudieran brindar estos beneficios dentro del
área de la educación médica[8]. El tercer grupo tomado, el
de los intermedios, muestra tendencias que podrían generar
aportes importantes en los campos de la educación médica,
y en las teorías del aprendizaje de las actividades motoras
[9][10].
F(2,22)=3.14; p<.0633
Figura 8. Resultados estadísticos para la variable nudo final
Para la variable nudo final, se obtuvo una diferencia entre
novatos y expertos, sin embargo en este caso la diferencia
es de p<0.6. Para la variable “nudo después de 2
segundos” que mide la calidad del producto final se puede
ver un patrón que diferencia claramente cada uno de los
grupos y que afirma que los expertos tienen mejor
desempeño que los demás. Además, en la variable
“número de picos” (variable que mide el desempeño global
durante la realización del procedimiento) los intermedios
muestran una considerable diferencia respecto a los dos
grupos teniendo mayor número de movimientos que los
demás. Ver figura 10.
F(2,22)=4.91;p<.0172
REFERENCIAS
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skills –changes in the wind. Nw Eng J Med 355:26642669. [2] MICROCHIP, dsPIC30F3014, dsPIC30F4013 Data
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[3] Freescale, Integrated Silicon Pressure SensorOn-Chip
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Calibrated, 12/ julio/ 12, 1-5.
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[6] Shavelson, R. J. Statistical Reasoning for the
Behavioral Sciences (Vol. III). (S. University, Ed.) Pearson
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Carnahan H, Park J. Quantification of process measures in
laparoscopic suturing. Surg Endosc. 2006;20:1862–6.
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Dubrowski A. Computer-assisted assessment of onehanded knot tying skills performed within various contexts:
a construct validity study. Am J Surg. 2006;192(1):109-13. Figura 9. Resultados estadísticos para la variable dos
segundos después del nudo final.
F(2,22)=8.15;p<.0022
Figura 10. Resultados de la variable número de picos.
CONCLUSIONES
Como resultado se obtuvo que los sensores de presión no
cumplieron el objetivo para el cual fueron utilizados,
debido a que dentro del procedimiento nunca se
presentaron diferencias en la situación que ellos iban a
caracterizar la cual era, medir la fuerza que se le ejercía al
tejido de la herida, una vez estaba unido. Sin embargo los
sensores de flexión brindaron todas las variables necesarias
para poder caracterizar el procedimiento y diferenciar los
niveles de habilidad.
Se comprobó por medio de análisis estadísticos que el
simulador construido es capaz de diferenciar entre
diferentes niveles de habilidades (ej, expertos, novatos).
Además muestra un patrón de diferenciación respecto a un
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Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Propuesta de Interfaz Háptica para Cirugía Laparoscópica
Iliana María Rumbo1 , Sergio Salinas2
1
2
DSP-ASIC Builder Group, Universidad Popular del Cesar, Valledupar, Colombia
Grupo de Investigación en Bioingeniería, Señales y Microelectrónica, BISEMIC, Universidad Pontificia Bolivariana,
Bucaramanga, Colombia
e-mail: [email protected]
RESUMEN
La tendencia en cirugía son los procedimientos mínimamente invasivos, pues suponen grandes ventajas para el paciente. Sin
embargo, implican que el personal médico que afronta la realización de estas cirugías requiera del dominio de habilidades
especiales. El entrenamiento de dichas habilidades, se puede realizar durante sesiones dedicadas a mecanizar los pasos
críticos de la operación en el quirófano. En este sentido, la simulación ofrece al aprendiz un ambiente seguro y la
posibilidad de desarrollar las habilidades necesarias para convertirse en un especialista. El papel de la retroalimentación
háptica, en el diseño de simuladores quirúrgicos, es importante para la discriminación de los tejidos saludables de los tejidos
anormales, la identificación de los órganos y el control motor. Este artículo presenta una propuesta de diseño de una interfaz
háptica de cuatro grados de libertad que se adapte a un simulador quirúrgico para laparoscopia, basada en un estudio de este
tipo de tecnología.
Palabras Clave: Háptica, Laparoscopia, Simulación.
enfocada hacia el logro de objetivos de aprendizaje
específicos, lo cual requiere de entrenamiento constante
hasta lograr el perfeccionamiento de la técnica [1], [2].
En la simulación, se tiene el objetivo de reproducir los
desafíos de entrenamiento cercanos a los que un cirujano
percibe durante la cirugía real. Se trata de que todos los
sentidos, pero sobre todo el visual y háptico (tacto), sean
estimulados durante la experiencia. [3].
Existe una variedad de retos que se deben enfrentar,
entre ellos, los aspectos técnicos, como los relativos a la
simulación de sistemas complejos y el diseño de una
interfaz háptica apropiada para este tipo de entrenamientos
con los suficientes grados de libertad y similitud a las
herramientas usadas en un quirófano real, problema que se
trata en este artículo.
INTRODUCCIÓN
La laparoscopia hace parte de lo que se conoce como
cirugía mínimamente invasiva (CMI), el cual es un término
general utilizado para describir cualquier procedimiento
quirúrgico que utilice una incisión más pequeña que una
intervención convencional o abierta [1], [2]. Esta cirugía,
es una técnica que se realiza con la asistencia de: una
cámara de video que permite, al equipo médico, ver el
campo quirúrgico dentro del paciente y accionar en el
mismo, y de los trocares, colocados a través de las
incisiones para sellar la abertura e insertar la cámara
endoscópica y los instrumentos [3].
Durante la laparoscopia se minimiza el trauma
quirúrgico, evitando una gran exposición de los tejidos; de
esa manera, serán menores los requerimientos de líquidos
antes, durante y después de la operación, menor el tiempo
de recuperación y de hospitalización; lo cual muestra claras
ventajas de la cirugía laparoscópica en comparación con la
cirugía abierta convencional [4].
Esto permite inferir que la cirugía laparoscópica y en
general la CMI, serán una constante en el quehacer de los
cirujanos, al que deben hacer frente con la mejor
preparación académica y técnica posible. Que permita el
dominio de habilidades como la coordinación ojo-mano,
contrarrestar los movimientos finos intuitivos y la
capacidad de trabajar con una imagen de dos dimensiones
en un espacio tridimensional y esto se puede aprender con
sesiones de entrenamiento.
A este respecto, la simulación tiene más que ofrecer que
el ambiente clínico por sí solo, ya que permite la enseñanza
HÁPTICA Y SIMULACIÓN VIRTUAL
Simulación virtual y CMI
El uso de la simulación quirúrgica, en el proceso de
formación, aporta la repetitividad que no ofrece el
entrenamiento con animales o pacientes vivos [5],[6] . Ya
que, no permite deshacer o repetir acciones de forma
indefinida hasta su correcta aprehensión y tampoco el
entrenamiento en patologías raras o severas si se usan
individuos sanos; por lo que, permite la posibilidad de
recrear escenarios virtuales que presentan patologías
complejas, interesantes o poco frecuentes,[7],[8].
Un simulador quirúrgico virtual, es un entorno
computarizado para el entrenamiento de cirujanos, que
remplaza, el uso de cadáveres, animales vivos y phantomas
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Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
[9], [10]. Estos, se caracterizan por: visualización y
comportamiento biomecánico realistas, respuesta física y
fisiológica a las acciones de los cirujanos (cortes,
cauterizaciones,…)[7][9].
Como se observa en la figura 1, los simuladores
quirúrgicos virtuales se apoyan en la realimentación visual
y háptica, que a través de las interfaces adecuadas,
definidas por el tipo de cirugía forman un ciclo cerrado [6],
[9].
En el caso de la CMI, la retroalimentación visual se
hace a través de un monitor que muestra el entorno virtual
de entrenamiento y la realimentación táctil se hace a través
de interfaces hápticas (IH) [9].
Háptica en simuladores
El término Háptico, proviene del
“capaz de coger o asir” [11].
Características de una Interfaz Háptica para
Laparoscopia
Una IH es una estructura robótica unida a sensores y
actuadores para aplicar fuerzas al operador. Estos, deben
ofrecer el rango, la resolución y el ancho de banda de
frecuencia requerida GDL, tanto en términos de fuerzas y
desplazamientos necesarios durante el entrenamiento[12].
El diseño de una IH para Laparoscopia debe considerar:
1. Los GDL para realizar procedimientos quirúrgicos
generales: cortar, reseccionar, pinchar y/o agarrar, este
trabajo propone el diseño de una interfaz para tareas
exclusivas de Laparoscopia de 4 GDL.
2. Capacidad para identificar un movimiento rápido,
3. Espacio de trabajo suficiente, además de
4. Un diseño compacto.
El primer requisito logra el movimiento del cuerpo
rígido, no sólo el de una partícula. El segundo logra el
movimiento libre del objeto. Se necesita el tercer requisito
para evitar la saturación en términos de posición /
orientación. Por último, la IH es un dispositivo de entrada
/ salida, similar al instrumental quirúrgico lo que puede
determinar una forma de interacción mas atractiva entre el
aprendiz y el simulador [14].
griego que significa
METODOLOGÍA
El diseño de la IH para entrenamiento en laparoscopia,
cuya funcionalidad pueda demostrarse mediante técnicas de
simulación, se desarrolla en cinco etapas. La primera, es
la elección de la estructura cinemática de la interfaz, que
garantice los compromisos en términos de los ítems
mencionados anteriormente y su descripción a partir de los
modelos geométricos directo (MGD) e inverso (MGI). Los
cuales permiten, calcular la posición (x, y, z) y la
orientación del efector final del robot en el espacio
cartesiano en función de las coordenadas articulares. Como
también, el cálculo de cada articulación, a partir de la
posición cartesiana de la pinza.
Posteriormente, se construirán en computador las piezas
de la interfaz en un software CAD (Computer-Aided
Design), lo cual aportará las propiedades físicas de la IH y
permitirá la elaboración de los modelos dinámicos directo e
inverso (MDD y MDI, respectivamente). Los cuales
corresponden a la relación entre las fuerzas aplicadas por
los motores con las posiciones, velocidades
y
aceleraciones articulares.
Para verificar el funcionamiento de la interfaz se hará la
simulación de su espacio de trabajo y para comprobar que
funciona para laparoscopia, se usarán trayectorias de una
Colecistectomía, es decir, la extirpación de la vesícula
biliar [15],[16]. Igualmente, se diseñará el controlador para
la interfaz, el cual efectuará la realimentación de fuerzas
correspondiente que simulará la sensación de contacto del
usuario con un mundo virtual creado para tal propósito. Lo
cual permite que el operador reconozca una colisión con
los elementos dentro del mismo.
Figura 1. Ciclo cerrado de simulación en los
simuladores quirúrgicos [9].
La háptica, facilita la interacción del usuario con
entornos virtuales, pues le permite sentir, manipular y
cambiar objetos; aumentando la sensación de realismo
durante la experiencia, con sistemas informáticos. Estos
dispositivos diferentes campos de aplicación además de la
medicina, tales como: Educación, Entretenimiento,
Industria y Artes gráficas [11].
INTERFACES HÁPTICAS APLICADAS A
LAPAROSCOPIA
Descripción
Las (IH) tienen aplicación en sistemas con
retroalimentación de fuerzas, que consisten en la obtención
mecánica de información sensorial, produciendo sensación
de movimiento cuando se interactúa con un entorno virtual.
A través de sensores y actuadores que, además de leer la
posición y movimientos del usuario, le transmiten las
fuerzas resultantes de su interacción con el ambiente
simulado, por medio de un software de control que calcula
las fuerzas de contacto y genera las señales de consigna
para los actuadores [12], [13].
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Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Por último, se llevará a cabo el análisis y procesamiento
de los resultados obtenidos a partir de los cuales se
generarán los ajustes requeridos por el diseño formulado y
de esa forma generar una propuesta de IH definitiva en
simulación.
ESPECIFICACIONES DE INTERFAZ HÁPTICA
PROPUESTA
Cualquier instrumento de CMI entra en el cuerpo a
través de una pequeña incisión. Por lo tanto, los posibles
grados de libertad son el cabeceo, guiñada, bamboleo (del
inglés, pitch, yaw y roll) y la inserción. Los cuales se
ilustran en la figura 2. La interfaz táctil de usuario está
configurada para tener los mismos grados de libertad y para
proporcionar una sensación natural al cirujano [13],[16].
Figura 3. Representación del modelo geométrico de la
interfaz de cuatro grados de libertad.
Simulación
Figura 2. Movimientos de la herramienta de CMI
(izquierda) y de la Muñeca Humana 3 GDL (derecha)
[16].
En el diseño de la IH. Se tendrán en cuenta las
características anatómicas y fisiológicas de la mano. Entre
otros parámetros como la rigidez de un objeto, que ofrece
al menos 20 N/cm o una fuerza de resistencia de al menos
11N si se trata de un objeto sólido o inmóvil. Esto
determina la fuerza máxima que el dispositivo debe ser
capaz de simular. [13]
Fig. 4. Esquema de control del dispositivo háptico.
Estructura cinemática
La IH propuesta para laparoscopia, se presenta en la
figura 3 como una cadena cinemática de movimientos, que
emula el movimiento del instrumento quirúrgico en un
espacio tridimensional. Los movimientos de cabeceo y
guiñada permitirán a la herramienta quirúrgica pivotear
alrededor del punto de inserción y el movimiento de
inserción y retracción será un tercer grado de libertad, para
posibilitar un espacio de trabajo cónico. El instrumento
también podrá girar alrededor de su eje de inserción,
proporcionando un cuarto grado de libertad, como se ilustra
en la figura 3. Dónde: qj: representa la articulación de la
IH. xj, yj, y zj: corresponden a los ejes de rotación del robot
serial. Las articulaciones de traslación están representadas
por un paralelepípedo rectangular. Los cilindros, las
articulaciones de rotación. Este conjunto emula los
movimientos de la muñeca humana.
En la figura 4, se presenta el esquema de control de la
interfaz háptica y la implementación del controlador CTC
(Controlador por Par Calculado, del inglés: Computed
torque control). Las consignas cartesianas deseadas son
obtenidas a partir de la posición en el espacio cartesiano del
efector final del robot, y son importadas a Simulink de
Matlab a través del bloque denominado “DESDE EL
ESPACIO DE TRABAJO”. Dado que se hará la
simulación de la IH, las consignas (posiciones x, y, z)
podrán provenir de una palanca de mando o joystick.
Control de la Interfaz Háptica
La función de este controlador de retroalimentación
cinestesico, es corregir la trayectoria, vigilando la
posición cartesiana del efector final del robot para evitar
que haya una colisión. Proporcionando la realimentación de
fuerzas y pares entre el operador de la interfaz y el entorno
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Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
virtual. Es decir, que mientras el operador realice una
maniobra dentro del espacio permitido por el entorno
virtual, no se ejercerán acciones de control. Por el
contrario, si una colisión es detectada se corregirá la
trayectoria generando las fuerzas correctivas para evitarla.
DISCUSIÓN
La obtención de un diseño de IH apropiada para
Laparoscopia, contribuirá con el diseño de un simulador
totalmente desarrollado por el grupo BISEMIC de la
Universidad Pontificia Bolivariana. Lo cual implica un
estudio de los diferentes aspectos científicos relacionados
con esto. Adicionalmente, se obtendrá un simulador
háptico completo, para el entrenamiento de especialistas
que cumplirá con los requerimientos técnicos, con mayor
similitud al instrumental real usado en laparoscopia.
[5]
J. Ker and P. Bradley, “Simulation in m edical e
ducation,” Theory Pract., pp. 164–180, 2010.
[6]
C. De Alfonso, I. Blanquer, D. Segrelles, and V.
Hernández, “VRSUR : SIMULACIÓN
QUIRÚRGICA SOBRE ESCENARIOS
REALISTAS,” pp. 101–107.
[7]
G. Riva, C. G. Eds, and F. Mantovani, “VR
Learning : Potential and Challenges for the Use of
3D Environments in Education and Training,” pp.
207–226, 2003.
[8]
R. M. Satava, “Accomplishments and challenges of
surgical simulation: Dawning of the nextgeneration surgical education,” Surg. Endosc., vol.
15, pp. 232–241, 2001.
[9]
L. E. Tesis and C. M. Aranda, “Óscar Lopez
Escobar Tesis doctoral dirigida por Dr. Carlos
Monserrat Aranda Valencia, 19 de Junio de 2007,”
2007.
[10]
S. Tsuda, S. Tsuda, D. Scott, D. Scott, J. Doyle, J.
Doyle, D. B. Jones, and D. B. Jones, “Surgical
skills training and simulation.,” Curr. Probl. Surg.,
vol. 46, no. April, pp. 271–370, 2009.
[11]
T. Doctoral, “Aportaciones al diseño mecánico de
los entrenadores basados en realidad virtual,” Intel.
Artif., 2007.
[12]
M. O’Malley and a Gupta, “Haptic Interfaces,”
HCI Beyond GUI Des. Haptic, …, 2008.
[13]
M. Tavakoli, R. V Patel, and M. Moallem, “Design
Issues in a Haptics-Based Master-Slave System for
Minimally Invasive Surgery,” no. April, pp. 371–
376, 2004.[14] S. Alexander, S. Oscar, and A.
Vivas, “Simulación 3D de Movimientos
Quirúrgicos de una Colecistectomía Asistida por el
Robot ‘ LapBot ,’” vol. 57, no. 2, 1999.
[15]
J. W. Genoy, L. F. Rodríguez, and S. A. Salinas,
“Interfaz háptica de cuatro grados de libertad para
aplicaciones quirúrgicas,” Rev. Ing. Biomédica,
vol. 5, no. 9, pp. 35–42, 2011.
[16]
M. Guiatni, V. Riboulet, C. Duriez, A. Kheddar,
and S. Cotin, “A combined force and thermal
feedback interface for minimally invasive
procedures simulation,” IEEE/ASME Trans.
Mechatronics, vol. 18, no. 3, pp. 1170–1181, 2013.
CONCLUSIONES
Se propone el diseño de una interfaz háptica con
retroalimentación de fuerzas, diseñada para laparoscopia,
que se adapte a un simulador quirúrgico y que para todos
sus efectos se asemeje al instrumental quirúrgico.
Este tipo de realimentación fuerzas virtuales desde un
simulador generará fuerzas de repulsión que brindarán
información sobre el contacto con un objeto dentro del
mundo virtual, ayudando al operador a controlar sus
movimientos y esfuerzos.
Los resultados de la simulación y del control de la
interfaz háptica serán desarrollados para comprobar el
diseño propuesto, y poder realizar el primer modelo
funcional físico.
REFERENCIAS
[1]
[2]
[3]
[4]
P. L. Youngblood, S. Srivastava, M. Curet, W. L.
Heinrichs, P. Dev, and S. M. Wren, “Comparison
of training on two laparoscopic simulators and
assessment of skills transfer to surgical
performance.,” J. Am. Coll. Surg., vol. 200, no. 4,
pp. 546–51, Apr. 2005.
C. E. Buckley, E. Nugent, D. Ryan, and P. C.
Neary, “Virtual Reality – A New Era in Surgical
Training,” 2012.
C. Våpenstad and S. N. Buzink, “Procedural virtual
reality simulation in minimally invasive surgery.,”
Surg. Endosc., vol. 27, no. 2, pp. 364–77, Feb.
2013.
C. Basdogan, C. Ho, and M. A. Srinivasan,
“Virtual Environments for Medical Training :
Graphical and Haptic Simulation of Laparoscopic
Common,” vol. 6, no. 3, pp. 269–285, 2001.
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Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
DISEÑO DE UN SISTEMA ELECTRÓNI CO PARA MEJORAR LA
MANIQUÍ DE REANIMACIÓN
CAPACIDAD DE RESPUESTA DE UN
CARDIOPULMONAR
D. Jugo, J. Briceño
Universidad de Los Andes
e-mail: [email protected]
Resumen: La Simulación Clínica es una estrategia de enseñanza en la que se recrean situaciones reales a las que se
enfrentan los profesionales del área de la salud. Está compuesta
por un conjunto de métodos que facilitan la
adquisición de habilidades y destrezas clínicas en escenarios semejantes a los reales, sin poner en riesgo la salud de los
pacientes. En el presente artículo se describe el diseño de un Sistema Electrónico para mejorar la Capacidad de
Respuesta de un Maniquí de Reanimación Cardiopulmonar. Con la incorporación de un Sensor Resistivo de Presión
ubicado en el tórax, un Sensor On/off en las fosas nasales, otro en el cuello y un actuador en la misma zona, se espera
dotar al Maniquí Little Anne con las capacidades de las nueva generaciones de maniquíes.
s
y destrezas/Desarrollo Tecnológico/Maniquí para
Palabras
Claves: Simulación Clínica/Mejora en habilidades
RCP
multiparamétrico, permite la simulación de situaciones
clínicas
reales, ya que se desarrolla 72 funciones de un
ser humano: habla, reproduce diferentes ritmos
cardíacos
(taquicardia, infarto agudo, bradicardia),
crisis asmática, hipotermia, hipertermia, hipertensión,
hipotensión,
de igual manera existen maniquís que
permiten desarrollar habilidades al momento de atender
una
mujer en estado de gestación ( trabajo de parto)
colocando al feto en diferentes posiciones bien sea
cefálico
podálico entre otras, así como también
maniquís que sirven para evaluar signos vitales, los
mismos
son programados para que el usuario detecte su
latido cardiaco, pulsaciones respiraciones, etc.,
existiendo
para este maniquís adultos y de niño.
También se cuentan con maniquís que permiten obtener
conocimientos
para abordar un paciente poli
traumatizado como es el caso del Laboratorio de
Simulación
del Cuerpo de Bomberos del Estado
Bolivariano de Mérida que a su vez cuentan con uno
para dar Reanimación Cardiaca, al igual que otros
contienen una caja de control donde se aprecia lo
correcto que realiza las compresiones torácicas e
insuflaciones, para ello la más utilizada es el Maniquí
Little Anne Medio Torso (Figura 1), contribuyendo a
mejorar
sus habilidades clínicas permitiendo esto
preparar a los profesionales en el área de la salud en
desenvolvimiento al momento de abordar a un paciente.
Es importante resaltar que no se cuenta con uno que INTRODUCCIÓN
Los simuladores modernos se sitúan en la década de
los veinte, cuando Edgard Link desarrolló los
simuladores de vuelo para entrenamiento de pilotos.
En la década de los setenta, se desarrollaron
simuladores para el manejo de crisis, promoción del
trabajo en equipo y liderazgo [1]. En el área de la
salud, consiste en situar a un estudiante en un contexto
que imite algún aspecto de la realidad clínica [2]. El
uso de esta tecnología en medicina se inició en las
últimas dos décadas en el campo de la anestesiología.
En la actualidad se han convertido en ayudas para el
aprendizaje y en sistemas de integración entre las
ciencias básicas y las clínicas. Múltiples avances han
contribuido al desarrollo de escenarios, modelos y
maniquíes de simulación de situaciones fisiológicas y
patológicas. Entre ellos se encuentran la informática, la
bioingeniería y las ciencias del aprendizaje y el
comportamiento. El desarrollo de nuevas formas de
simulación constituye además un campo fértil para la
investigación y la integración multidisciplinaria. El
uso de los maniquís hoy en día no reemplaza los
escenarios clínicos reales pero permite que el
estudiante aprenda, en medios controlados, y asi
disminuir la ansiedad ante la realización de un examen
o un procedimiento [3].
En Venezuela el centro de Simulación Clínica de la
Sociedad Venezolana de Anestesiología es una
herramienta
que,
a
través de
un
robot
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Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
automáticamente según distintos ámbitos que coadyuven
al mejor lo programado por el usuario una vez de
realizarle la maniobra de reanimación.
(compresiones torácicas) (Figura 2) seguidas de dos
insuflaciones de salvamento, técnica 30:2 (Figura 3) [4].
Figura 2. Compresiones Torácicas
Figura 1. Maniquí Little Anne Medio Torso
OBJETIVOS
Diseñar un Sistema electrónico para mejorar la
Capacidad de Respuesta de un Maniquí de Reunificación
Cardio Pulmonar, que permita mostrar el uso correcto de
la maniobra según lo establecido por la American Heart
Asosociation [4], generando respuesta cardiaca y de
pulso indicando que hay señales de vida.
Figura 3. Respiraciones de Salvamento
En la caja de control se detectara, si la maniobra se
está realizando en perfectas condiciones o no a través de
led que llevaran la información de cada uno de ellos, en
el mismo orden de ideas en la región del tórax, se
colocara un Sensor Resistivo de Presión que arrojara en
la caja de control la presión ejecutada en la maniobra de
compresiones torácicas en PSI, para ello se debe tomar
en consideración que el pecho debe descender a 5 cm
equivalente a 17,06 PSI - 1,2Kg/cm3 (tomando para ello
un área de superficie de 9 cm2 con una fuerza aplicada de
30 kg) [4], el sensor de fuerza resistivo (FSR) (Figura 4)
es un dispositivo de película de polímero (PTF) que
presenta una disminución de la resistencia cuando
aumenta la fuerza aplicada a la superficie activa. Su
sensibilidad a la fuerza está optimizada para uso en el
control por toque humano de dispositivos electrónicos. El
rango de sensibilidad de la Presión es de 1,5 a 150 PSI
entre valores de 0,1 kg/cm2 a 10 kg/cm2 [5]. Cada
compresión realizada será almacenada en un PIC
18F4550 [6] y mostrada por medio de una pantalla LDC
al igual que la presión ejercida. La caja de control
contara con un teclado donde se suministrara valor de
compresiones torácicas el cual será a criterio de usuario
el valor colocado donde será almacenado en el PIC, de
igual manera un valor de frecuencia cardiaca, una vez
que el numero de compresiones dadas al maniquí durante
el proceso de reanimación detectadas por el sensor
igualen al valor de compresiones suministradas por el
usuario a la caja de control este emitirá una señal al
maniquí indicando que el mismo esta resucitando y que
METODOLOGÍA
1. Estudio del estado del arte de la simulación
clínica incluyendo los maniquíes existentes.
2. Estudio del maniquí básico Little Anne Medio
Torso.
3. Estudio de las posibles mejoras que se le pueden
incorporar al maniquí.
4. Estudio de los sensores a utilizar para el Diseño
del sistema electrónico.
5. Escogencia del hardware
6. Escogencia de las herramientas de programación
(MPLAX / ISIS)
RESULTADOS
Este maniquí, será conectado a una caja de control
donde se podrá apreciar la señal de los sensores
colocados en este, tomando en consideración un Sensor
Resistivo de Presión ubicado en el tórax, un sensor
On/Off en las fosas nasales y otro en el cuello donde se
colocara a su vez un actuador que genere señal de pulso
posteriormente de aplicar la maniobra de reanimación
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Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
de inmediato el reanimador deberá verificar pulso
(Figura 5), contando para ello un solenoide, en este caso
el solenoide de 5V DC 0.5 W, Tipo Empuje Open Frame
Movimiento Electroimán [7] (Figura 6) que será
colocado en ambos lados del cuello en el musculo
esternocleidomastoideo donde funcionara como actuador,
es decir, recibirá a señal de frecuencia cardiaca y
simulara las pulsaciones por minuto una vez de presentar
signos vitales luego de realizar maniobra de reanimación.
momento de impartir las clases e instrucciones sobre la
Reanimación Cardio Pulmonar.
Fosas Nasales
Pantalla LCD
Maniquí
Little Anne
Medio Torso
Cuello
Caja
de
Tórax
Control
Teclado
Latidos Cardiacos
Pulsaciones
Figura 7 Diagrama de Bloque
CONCLUSIONES
Figura 4. Sensor de Presión Resistivo
Se logró diseñar un circuito electrónico para mejorar
de respuesta de un Maniquí de reanimación Cardio
Pulmonar considerando la factibilidad de conseguir todos
sus componentes. Uno de los nuevos aportes del diseño
es la indicación en la caja de control de la cantidad de
masajes cardiacos así como la señalización si se está
realizando la reanimación de manera eficiente. Este
trabajo es el comienzo de un proyecto que permitirá la
actualización tecnológica de los maniquíes existentes en
los laboratorios de simulación clínica del país.
AGRADECIMIENTOS
Figura 5. Ubicación del Pulso Carotideo
• A la Cruz Roja Venezolana Seccional Mérida, por
brindarme la oportunidad de realizar el trabajo sobre el
Maniquí Little Anne Medio Torso.
• Al Cuerpo de Bomberos del Estado Mérida por
permitirme evaluar las condiciones existentes de los
distintos Maniquís que se encuentran en el Laboratorio
de Simulación.
REFERENCIAS
[1] Hernando Matiz Camacho. Simulación Cibernética en
las Ciencias de la Salud. Recuento Histórico en el Mundo
y en Colombia y su Impacto en la Educación. Octubre
2008.
Figura 6. Solenoide 5V
El maniquí contara con un sistema que también
emitirá una señal al corazón donde se simulara el sonido
del latido cardiaco (Ver Diagrama de Bloque Figura 7),
el sistema será alimentado con 110 V, lo que permitirá
trasladar de manera sencilla junto con el maniquí al
[2] Gaba DM. Improving Anesthesiologists' Performance
by Simulating Reality. Anesthesiology 1992; 76 (4): 4914.
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Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
[3] Rodríguez
(2007).
Maniquí
de
Entrenamiento Médico Programado por medio de una
interfaz con la PC.
[4] Soporte Vital Cardiovascular Avanzado. American
Heart Asosociation (2012)
[5] National Instruments, High Lights, Programa de
Pasantías Académicas, UPS Cuenca Ecuador, 2009
[6] Microchip, Data Sheet, PIC 18F4550, Enhanced
Flash Microcontrollers, with
10-Bit A/D and nano
Watt Technology
[7] Especificaciones Técnicas.
http://es.aliexpress.com/item/DC-5V-0-5W-Push-TypeOpen-Frame-Motion-SolenoidElectromagnet/1296614060.html.
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Modelado de Sistemas Fisiológicos
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
MODELADO Y SIMULACIÓN DE LA RESPUESTA RESPIRATORIA EN
VENTILACIÓN MECÁNICA: SISTEMA CERRADO AUTOMÁTICO DE
ASPIRACIÓN ENDOTRÁQUEAL
Danely Velázquez A.1, Rubén D. Rojas2
1
2
Grupo de Ingeniería Biomédica de la Universidad de Los Andes (GIBULA)
Investigador Prometeo, Universidad de Cuenca, Cuenca, Ecuador/CIBYTEL-ULA, Mérida, Venezuela
email: [email protected], [email protected]
RESUMEN
La respiración es el acto fisiológico que mejor ejemplifica el hecho de estar vivo, por lo que cuando se compromete es
necesario suplir su función con equipos, los cuales deben tener sistemas de control y automatización de los procesos
relacionados con la respiración mecánica en constante actualización, para lo cual desarrollamos en primera instancia el
modelo ventilador mecánico-paciente, validado con datos tomados de pacientes sometidos a ventilación mecánica, luego se
diseñó y se adaptó al modelo el sistema cerrado de aspiración endotráqueal (SCAEE), con la finalidad de automatizar el
proceso de aspiración endotráqueal, que tantas complicaciones y riesgos trae al hacerlo de manera manual, permitiendo, así
evaluar las diferentes variables manejadas en la vía aérea durante la ventilación mecánica y en la aspiración endotráqueal.
Palabras Clave:Modelo, ventilación mecánica, Aspiración endotráqueal, presiones respiratorias
frecuentemente obstruyen al tubo endotraqueal e impide
que se lleve con normalidad la ventilación [2].
Este trabajo presenta el modelado y simulación de un
paciente bajo ventilación mecánica que sirve como base de
una propuesta dirigida hacia el mejoramiento de los
sistemas de control del ventilador mecánico y la
incorporación del Sistema Cerrado Automático de
Aspiración Endotraqueal (SCAAE), con la finalidad de
darle mayor autonomía al ventilador, a la vez de
proporcionarle mejoras a los sistemas de control en el
evento particular de obstrucción de la vía aérea artificial de
uso necesaria cuando se utiliza ventilación mecánica, y
predecir los cambios fisiológicos y
fisiopatológicos
relacionados con la ventilación mantenida mecánicamente
a fin de prevenir sus efectos negativos, ayudando al
operador a reconocer los cambios previos a la oclusión de
la vía aérea, inclusive antes de activar las alarmas del
dispositivo.
INTRODUCCIÓN
El modelado y la simulación de los sistemas
fisiológicos han sido ampliamente usados para el diseño de
equipos, así como para el ajuste más adecuado de sus
parámetros durante su funcionamiento, además que
permiten predecir respuestas de los pacientes ante cambios
de dichos parámetros. Pero el desarrollo de los equipos
médicos no se circunscribe a los equipos para el
diagnóstico, sino también equipamiento para la terapia y el
mantenimiento de las funciones vitales para el soporte de la
vida, lo que ha permitido elevar la calidad de los servicios
que se brinda a los pacientes, mejorar los niveles de salud y
vida de la población, así como facilitar la labor de los
médicos en la atención a los pacientes.
Desde el punto de vista fisiológico, el acto de respirar
es sinónimo de vivir ningún otra función ha sido tan
estrechamente relacionada con la vida, a la enfermedad y a
la muerte como la respiración, por lo que cuando se
compromete la función respiratoria se hace necesaria la
utilización de dispositivos creados por la ingeniería
biomédica, y en particular, el empleo del ventilador
mecánico, con el que se pretende suplantar la función
respiratoria de manera que asemeje su desempeño al
generado de forma espontánea; al suplantar estos
dispositivos tal función vital, se plantea la necesidad de
mantener sistemas de control y automatización de los
procesos relacionados con la respiración mecánica en una
constante actualización tendiendo a la optimización [1], tal
es el caso del proceso de aspiración de secreciones que
METODOLOGÍA
El desarrollo de esta propuesta de dividió en siete
grandes etapas:
1.-Selección del ventilador a modelar: En esta etapa se
escogió un ventilador mecánico de los existentes en la
unidad de cuidados intensivos del Instituto Autónomo
Hospital Universitario de Los Andes (I.A.H.U.L.A), cuyas
características se adaptaban mejor a los objetivos de la
propuesta: operado por microprocesador, versatilidad de
funcionamiento, usos clínicos, organización mecánica
87
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
aspiración y en la aparición de los efectos indeseados de la
maniobra.
sencilla, modos de ciclado, clasificación durante la fase
inspiratoria y durante la fase espiratoria.
2.-Elaboración del modelo Sistema Ventilador
Mecánico – Paciente (SVMP): Se analizaron los modelos
existentes en la literatura para adaptarlos a nuestro caso de
estudio y al ventilador mecánico en particular escogido
según los criterios de selección.
El modelo se implementó usando Matlab/Simulink® y
considerando las ecuaciones dinámicas de cada
componente del modelo. Inicialmente se introdujeron al
modelo valores fisiológicos aportados por la literatura, los
cuales se fueron variando para valorar la capacidad del
modelo de simular la respuesta respiratoria fisiológica, los
cambios fisiológicos y situaciones patológicas.
3.- Selección de la población objeto de estudio: Para la
validación del modelo se tomó 20 pacientes, conectados a
ventilación mecánica, de ambos sexos, de la Unidad de
Cuidados Intensivos del Instituto Autónomo Hospital
Universitario de Los Andes (I.A.H.U.L.A).
4.- Toma de lectura de los parámetros involucrados en
el modelo y validación del modelo SVMP: Se recolectó
los datos suministrados por el ventilador a intervalos de 4
min hasta completar 30 observaciones por paciente, el
tiempo total de observación por paciente fue de 120 min, lo
que nos permitió obtener un muestreo del mismo paciente
en diferentes instantes de tiempo, pero en condiciones
clínicas similares.
5.- Simulación de la obstrucción de la vía aérea: La
simulación de la obstrucción de la vía aérea se realizó
tomando la ecuación de Poiseuille [3]. Una vez
implementada la obstrucción del tubo endotraqueal con
valores tomados de la literatura se observó los efectos
fisiológicos de la disminución del diámetro del tubo en
25% y 50%; y como afecta la obstrucción de la vía aérea el
funcionamiento del ventilador mecánico.
6.- Diseño conceptual del sistema cerrado automático de
aspiración endotráqueal (SCAAE): Los sistemas
cerrados de aspiración endotraqueal existentes en el
mercado están formados por: catéter de aspiración, válvula
de control, aspirador de secreciones, pieza Y, entrada para
instilar solución fisiológica, fuente de oxigeno, tubos
conectores [4] en base a eso se diseño el sistema
adaptándole aditamentos que le permitieran el
funcionamiento automatizado [5].
7.- Simulación del SCAAE: El SCAAE se implementó en
Matlab/Simulink® junto con el SVMP observando en
primer lugar los cambios (efectos colaterales) en el
paciente durante el proceso de aspiración con sistema
cerrado con diferentes tiempos y presiones de aspiración
para establecer cual combinación produce menos efectos
negativos en la fisiología respiratoria. Una vez definido
esto, se evaluó el desempeño del sistema con diferentes
configuraciones de trabajo del ventilador, pero todas en
modo volumen controlado, con la finalidad de demostrar si
la calibración del ventilador influye en el desempeño de la
RESULTADOS
1.- VENTILADOR A MODELAR: El ventilador que
mejor se adapta a las necesidades de la propuesta, es el
Servo 900C de la casa comercial Siemens®. El ventilador
está formado por componentes que pueden ser divididos en
pequeños elementos para ser individualmente descritos por
relaciones matemáticas simples, para lo que se dividió en
cuatro grandes partes:
1. Sistema impulsor del ventilador (fuelle): Se
asume en el modelo de Windkessel de dos elementos
que la presión y el volumen de aire en la cámara es
constante y el flujo a través de las tuberías que conectan
la cámara de aire a la bomba sigue la ley de Poiseuille y
es proporcional a la presión del fluido, la siguiente
ecuación diferencial relaciona el flujo en este caso de
aire y presión [6]:
I (t ) =
P(t )
dP(t )
+C
R
dt
Donde I (t) es el flujo fuera del fuelle, P (t) indica la
presión en el fuelle (cmH2O), C es la compliance del fuelle
(L/cmH2O) y R es la resistencia del fuelle (cmH2O/L/s) [6].
2. Circuito del paciente: El circuito del paciente
consiste de una tubería para la inspiración y otra para la
espiración. Este es el lugar donde se monitoriza la
presión y el flujo, además es por donde se transfiere el
flujo del ventilador al paciente y del paciente a la
atmósfera. El circuito del paciente puede ser modelado
usando las propiedades de un contenedor rígido o
semiflexible. Para un circuito de paredes rígidas se
desprecia la resistencia del circuito, la ecuación
dinámica puede ser escrita como [7]:
Pc = Ec ∫ (Qp − QL)dt
3. Válvulas de suministro y de exhalación: El
modelo para las válvulas puede ser considerado como
una función independiente de la presión diferencial, el
flujo para comandar esta relación puede ser usado como
constante. La ecuación que describe a una válvula de
suministro de flujo:
Qv = KvνHi(s )
Donde Kν es un valor nominal del grado de apertura de la
válvula, v es el volumen de gas entrante y Hi(s) es la
función de trasferencia que describe el funcionamiento del
motor paso a paso [8].
4.
Tubo endotráqueal: Se asume flujo
laminar en todo el ciclo respiratorio logrado por medio
de la aplicación de presión positiva a un tubo
posicionado en la vía aérea del paciente (tubo
endotraqueal). Considerando una relación no lineal y
que el flujo a través del tubo endotráqueal es
bidireccional [8]:
Pc − PL = KLQL 2 sgn( QL )
88
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
parámetros colocados por el operador del ventilador,
parámetros de validación del modelo.
En la figura 3, se puede observar como la
respuesta de presión pico-meseta inspiratoria y la presión
media de la vías aéreas para el modelo SVMP replica la
respuesta fisiológica normal para este caso.
Presión
Presión
La presión en el circuito del paciente (Pc), PL es la presión
pulmonar, KL representa constante de resistencia del tubo
endotraqueal y QL el flujo pulmonar (QL2 = flujo pulmonar
bidireccional, sgn es el signo que denota la dirección del
movimiento del flujo).
2.- CONSTRUCCIÓN DE UN MODELO DE
VENTILADOR MECÁNICO-PACIENTE: Para un
modelo de parámetros concentrados, se han excluido
algunos componentes con el fin de simplificar el problema.
En el análogo eléctrico de la figura 1 no está representado
el sistema impulsor del ventilador. Donde QV representa
el flujo de la válvula inspiratoria, QE el flujo de la válvula
de exhalación, QP el flujo en el sistema, PC la presión del
circuito del paciente, KL es la constante de flujo del tubo
endotraqueal, EC la elastancia del circuito del paciente, PL
la presión pulmonar, EL la Elastancia pulmonar, QL el
flujo pulmonar y PM la presión intrapleural [7].
Tiempo
Tiempo
(a)
(b)
Figura. 3 Gráficas del SVMP con los valores iniciales de
la literatura, a) presión media de las vías aéreas. b)
presión pico inspiratoria y presión de la pausa
inspiratoria
4.- VALIDACIÓN DEL SVMP: Para la validación del
modelo se tomaron 20 pacientes. Los parámetros que se
utilizaron en la validación fueron la presión pico
inspiratoria, presión de la pausa inspiratoria y presión
media de las vías aéreas, ya que son los únicos valores
mostrados por el ventilador. A los datos obtenidos de
ambas fuentes se procesaron utilizando un Análisis de
Varianza: ANOVA, todos los valores cuya significación
(ρ) es > 0.05, son en los que acepta la igualdad de medias
entre ambos valores (real y obtenido), solo 2 de las 60
hipótesis nula de igualdad de medias se rechazaron, lo que
corresponde al 3.33%. Tomando en cuenta esto, el modelo
queda validado con 96.67% donde se acepta que el
comportamiento del modelo es similar al modelo real.
Figura 1 Análogo eléctrico de los componentes
mecánicos del ventilador y la mecánica pulmonar del
paciente [8].
En este circuito análogo, se toma KL como una
constante para una resistencia del tubo endotráqueal lineal.
Esta analogía provee la estructura para visualizar la
conducta de la entrega del flujo a los pulmones y los
efectos sobre la presión. QP es la diferencia neta entre el
flujo entregado y el flujo ventilado (QV menos QE), que a
su vez se divide en QL que es flujo que entra al tubo
endotráqueal y el flujo restante que corresponde al gas
dentro del circuito del paciente que origina la presión en el
circuito del paciente [15].
Figura. 2 Modelo del sistema ventilador mecánico
paciente (SVMP)
En la figura, 2 se muestra el modelo del ventilador
mecánico adaptado al paciente.
3.- SIMULACIÓN DEL MODELO: Para la
implementación del modelo los parámetros a utilizar se
dividieron en tres campos: Parámetros fijos del modelo,
a.1)
a.2)
b.1)
b.2)
Figura 4. Implementación del SVMP con obstrucción
de la vía aérea de 25% (izquierda) y 50% (derecha)
a.1.2) presión pico inspiratoria y presión de la meseta
inspiratoria, b.1.2) presión media de las vías aéreas
89
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
mecánica y evitar que los daños producidos por la
obstrucción de la vía aérea y la hipoxia que esta causa
lleguen a ser irreversibles, teniendo la ventaja de no
suspender la función del ventilador durante la aspiración y
disminuyendo el riesgo de contaminación biológica de el
personal encargado de la aspiración.
Las recomendaciones e ideas planteadas en este trabajo
y consideradas como pautas sugeridas para futuras
investigaciones contemplan entre otras:
La realización de modelos ventilador mecánicopaciente con diferentes modos de operación, no solo
volumen controlado como se realizó en este trabajo para
caracterizar los cambios que se puedan presentar en el
paciente y en el equipo y compararlos con el modo de
ventilación aquí utilizado.
Desarrollar el prototipo del SCAAE y realizar
estudios, inicialmente con animales sometidos a ventilación
mecánica para evaluar los efectos colaterales y eficacia de
la maniobra, para demostrar si en realidad es posible su
implementación en humanos.
5- OBSTRUCCIÓN DE LA VÍA AEREA: El cálculo de
la resistencia de la vía aérea se basó en el diámetro del
tubo, obteniéndose un valor de 5.76 cmH2O/L/s y el
diámetro del tubo se representó entre 0 y 1, cuando no
existe obstrucción el valor corresponde a 1, como en este
caso Se simuló la obstrucción de la vía aérea, reportados
por la literatura con 25% y 50% de obstrucción (Figura 4).
6.- DISEÑO CONCEPTUAL DEL SISTEMA
CERRADO AUTOMÁTICO DE ASPIRACIÓN
ENDOTRÁQUEAL (SCAAE): De manera general de los
componentes que integran el SCAAE; la conexión del
sistema de aspiración con el tubo endotraqueal es mediante
un tubo de tres vías, en los extremos laterales de la misma
se conecta los tubos del circuito del paciente y por el
conducto central se conecta un conducto de plástico en
cuyo interior está el sistema de compuertas y de
deslizamiento de aspiración (Fig. 5) conectada al aspirador;
en la parte superior del tubo exterior existe un par de
aberturas destinadas a dispensar solución fisiológica a la
sonda de aspiración. El sistema de aspiración se incorporó
en el SVMP a nivel del tubo endotraqueal.
AGRADECIMIENTO
A mi tutor de tesis de maestria el profesor Rubén Rojas y al
Grupo de Ingeniería Biomédica de la Universidad de Los
Andes (GIBULA).
Rubén Darío Rojas agradece al Proyecto Prometeo de la
Secretaria de Educación Superior, Ciencia Tecnología e
Innovación de la República del Ecuador, por su patrocinio
parcial para la realización de este trabajo.
Figura. 5 Incorporación del SCAAE al SVMP
CONCLUSIONES
REFERENCIAS
El modelo del Sistema Ventilador Mecánico Paciente
(SVMP) se presenta como una buena aproximación para
estudiar cualitativa y cuantitativamente los fenómenos
fisiológicos que ocurren durante la ventilación mecánica,
así como también obtener información acerca del
comportamiento del equipo durante el soporte ventilatorio,
demostrando
capacidad
de
variabilidad
y de
reproducibilidad ante distintos valores de volúmenes
inspirados y frecuencias respiratorias, pudiendo imitar los
cambios que ocurren en el equipo y en el paciente ante
variaciones en los parámetros de trabajo impuestos por el
operador, pudiéndose estudiar los efectos sobre el paciente
y el equipo de la obstrucción de la vía aérea a distintos
grados y caracterizar los cambios que ocurren en cada
segmento físico del conjunto ventilador-paciente. De igual
forma, se demostró los cambios abruptos que ocurren a
media que aumenta el grado de obstrucción, cambios que
llegan a producir profundas perturbaciones fisiológicas y
comprometer la vida del paciente.
El diseño conceptual del Sistema Cerrado Automático
de Aspiración Endotráqueal (SCAAE) se presenta como un
dispositivo que pudiera permitir automatizar la aspiración
de secreciones en pacientes conectados a ventilación
[1] Caminal P. La ingeniería de sistemas y automática en la
Bioingeniería. Universidad politécnica de Cataluña. 2000
[2]Llorente A. Ventiladores mecánicos. Datex-Ohmeda.
Número 5. 2003
[3] Wilches M. Bioingenieria. Tomo III. Universidad de
Antoquia. 1991. Medellín; Colombia.
[4] Nucci G. Tessarin S. Cobelli C. A morphometric model
of lung mechanics for time-domain analysis of alveolar
pressures during mechanical ventilation
Annals of
Biomedical Engineering, 2002;30: 537–545.
[5]Lindgren S. et al. Effectiveness and side effects of closed
and open suctioning: an experimental evaluation. Intensive
Care Med 2004; 30:1630–1637
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simulation of lung mechanics and ventilator controls
design. VisSim tutorial series. 1997.
[8]Salas-Segura, D. Breve historia de la ventilación
mecánica asistida. Acta académica. Universidad Autóctona
de Centro América. Mayo. 2000
90
Procesamiento de Imágenes Médicas
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
VALORACIÓN DEL MOVIMIENTO DEL VENTRÍCULO
IZQUIERDO EN RM CARDIACA USANDO APRENDIZAJE DE
DICCIONARIOS
∗
Juan José Mantilla1,2,3 , Mireille Garreau1,2, Jean-J. Bellanger1,2, José Luis Paredes4
INSERM, U1099, Rennes, F-35000, France.
Université de Rennes 1, LTSI, Rennes, F-35000, France
3
Grupo de Bioingeniería. Decanato de Investigación.
Universidad Nacional Experimental del Táchira. San Cristóbal, Venezuela
1
2
4
Centro de Ingeniería Biomédica y Telemedicina (CIByTEL).
Universidad de Los Andes. Mérida, Venezuela.
[email protected]
RESUMEN
En este trabajo se propone un método automático para la valoración de la función ventricular izquierda en
imágenes de resonancia magnética cardiaca (RMC) basado en el aprendizaje de diccionarios. Curvas de tiempointensidad (CTI) son identificadas en perfiles espacio-temporales extraídos de diferentes segmentos anatómicos
del Ventrículo Izquierdo (VI) en un estudio de (RMC). Sobre aquellas curvas que presentan un descenso y luego
ascenso reflejando información dinámica de la contracción del VI, ciertos parámetros son extraídos: 1) tiempos
medios de transición, 2) asimetría de curvas, 3) curva promedio basada en un proceso de clustering y 4) correlación
cruzada entre cada CTI y una referencia específica de pacientes. Varias combinaciones de dichos parámetros son
usadas como átomos de entrada para el entrenamiento de un clasificador basado en el aprendizaje de diccionarios
con kernels. Los resultados son comparados con un clasificador clásico basado en máquinas de soporte vectorial
(SVM). El mejor rendimiento es obtenido con una precisión aproximada de 94 % usando el método de diccionarios.
Palabras Clave: Resonancia Magnética cardiaca, movimiento ventricular, aprendizaje de diccionarios.
INTRODUCCIÓN
Diferentes enfoques han sido propuestos en la literatura para la evaluación cuantitativa de la función ventricular izquierda (FVI). En particular, Caiani et.al [1],
basaron su trabajo en la construcción de imágenes paramétricas de la dinámica cardíaca en secuencias cine de
imágenes de resonancia magnética cardiaca para mejorar la precisión y reducir la variabilidad inter-observador
en la detección de anomalías regionales de movimiento
detectadas por no cardiólogos. Análisis paramétrico de
92
la FVI también fue reportado por Kachenoura et.al [2]
en imágenes de cine-RMC para la evaluación regional
del movimiento con la extracción de parámetros relativos a tiempos medios de transición y velocidad radial
media de contracción. En nuesro trabajo previo [3], perfiles espacio-temporales diametrales fueron extraídos de
secuencias cine-RMC en eje corto. La información sobre
niveles de gris de estos perfiles, así como, su representación en otros dominios como wavelets fue usada como
descriptor para el entrenamiento de diccionarios discriminatorios y clasificación basada en máquinas de sopor-
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
te todo el ciclo cardiaco y a los píxeles que permanecen
al interior de la cavidad. Basados en el cálculo de umbral estas curvas se identifican con una desviación estandar menor a 0.2. El segundo tipo es para aquellos píxeles cuya curva presenta un descenso y luego un ascenso
reflejando la dinámica de la contracción de la cavidad.
Un tercer tipo es asignado a aquellos pixeles cuya curva
presenta un ascenso y luego descenso con poca amplitud. Una función gausiana f (t), es ajustada a la inversa
de cada una de las curvas que presentan un descenso y
luego un ascenso, usando un algoritmo de mínimos cuadrados. Seguidamente se calculan diversos parámetros.
Time−Signal intensity curves
1
0.9
Gray level normalized intensity
te vectorial. Mediante el uso de este enfoque se logró
una clasificación binaria basada en movimiento (normal
o anormal), de los segmentos de la cavidad VI . En este trabajo se propone el uso de clasificación basada en
el aprendizaje de diccionarios con kernels, para la valoración del movimiento en la FVI a partir de parámetros
extraídos en curvas tiempo-intensidad (CTIs) en perfiles radiales espacio-temporales del ventrículo izquierdo.
Dichas curvas reflejan la dinámica de la contracción de
las paredes del ventrículo basados en el cambio en los niveles de intensidad de los píxeles en la cavidad. Estos parámetros se refieren a: 1) tiempos medios de transición,
2) asimetría de curvas, 3) curva promedio basada en un
proceso de clustering y 4) correlación cruzada entre cada CTI y una referencia específica de pacientes. Resultados son comparados con máquinas de soporte vectorial
usando un kernel de base radial.
METODOLOGÍA
Profile
0.8
0.7
0.6
0.5
0.4
0.3
0.2
0.1
Imágenes en modo cine de resonancia magnética
Phases (Image number time)
cardíaca en eje corto fueron recopiladas de 2 grupos de
estudio: 9 pacientes con disincronía cardíaca y 9 sujetos
Figura 2: CTIs de un perfil espacio-temporal
de control. Perfiles e spacio-temporales f ueron extraídos
siguiendo el procedimiento descrito en [3] para perfiles
diametrales, pero en este caso perfiles radiales son cons- Extracción de parámetros de las CTIs
truidos desde el centroide del ventrículo izquierdo hasta
El tiempo medio de transición (Mt) es calculado siun punto al exterior del borde epicárdico tal y como se guiendo el procedimiento descrito en [2], es decir, el
observa en la figura 1.
tiempo promedio entre los parámetros T ON (c) (incio
de la contracción) y T OF F (c) (fin d el m ovimiento del
endocardio) es calculado para cada señal ajustada. Una
curva promedio obtenida mediante un proceso de clustering (Cl) es calculada para las CTIs en sub-regiones
de 10 perfiles consecutivos en la cavidad ventricular. Un
proceso basado en clustering de múltiples señales divide
el conjunto de CTIs de una sub-región en dos clusters,
posteriormente el promedio de las señales del clúster de
mayor tamaño es calculado. Dicha curva representa el
Figura 1: Extracción de un perfil espacio-temporal
mas amplio grupo de señales con un patrón de contracM
Por cada paciente se extrajo un conjunto de I ∈ ción similar. Un valor de asimetría (Sk) es calculado paR40×20 perfiles espacio-temporales en el plano medial, ra 5 CTIs seleccionadas aleatoriamente en los perfiles
donde M ∈ {1, . . . , 360}, cada uno asociado con la de una sub-región en particular. Una asimetría negatiorientación de un perfil en los 360 ◦ de la cavidad. En la va refleja un contracción tardía del segmento ventricular
figura 2 se puede observar un perfil con diferentes cur- mientras que una asimetría positiva refleja u na contracvas tiempo-intensidad CTIs resaltadas. En total 3 tipos ción temprana del segmento. Un parámetro basado en
de CTIs, C(x, y, t) asociadas con el pixel c(x, y) se pue- correlación cruzada (Co) es calculado entre cada CTIs y
den identificar en un perfil: el primer tipo corresponde a una referencia específica d e p acientes. P ara d efinir esta
los píxeles que permanecen dentro del miocardio duran- referencia se aplica un proceso de clustering sobre todas
0
93
0
2
4
6
8
10
12
14
16
18
20
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
las CTIs que pertenecen a los sujetos de control. El pro- sificador con la matriz de coeficientes escasos Y obtenimedio de las CTIs en el clúster de mayor tamaño es una da en la fase de entrenamiento. Para la predicción de p
referencia espcífica de la población sana.
nuevas instancias, primero se debe obtener su correspondiente matriz de coeficientes poco densos X resolviendo
el siguiente problema restringido no nulo:
Clasificación basada en Diccionarios
El propósito de este trabajo consiste en determinar
si un segmento anatómico del VI presenta o no anomalía de movimiento basados en parámetros extraídos de
CTIs en los perfiles e spacio-temporales. P or t al motivo
se propone el análisis de un enfoque de clasificación basado en el aprendizaje de diccionarios con kernels (del
inglés Kernel Sparse Representation Dictionary Learning KSRDL) [4]. Dado un diccionario sobrecompleto A ∈ Rn×K que contiene K átomos por columna,
{aj }K
j =1 , con K > n y usualmente K >> n, una señal
b ∈ Rn puede ser representada como una combinación
lineal de dichos átomos. El enfoque de clasificación basado en el aprendizaje de diccionarios consiste en dos
etapas: una etapa de entrenamiento basada en un modelo de aprendizaje de diccionarios y, una etapa de predicción basada en la codificación poco densa obtenida en la
etapa de entrenamiento. Dada una señal de entrada b y
un diccionario A, el aprendizaje de los coeficientes poco densos x es llamado codificación poco densa y puede
ser obtenida resolviendo un modelo l1 por mínimos cuadrados l1 -Least squares (LS):
1
mı́n f (x) = kb − Axk22 + λkxk1
x
2
(1)
Donde λ es el parámetro que controla la densidad de la
representación escasa en los coeficientes. Dado un conjunto de datos de entrenamiento D, el proceso de obtener el diccionario A, los vectores con los coeficientes
poco densos Y y el número de átomos del diccionario
K es llamado aprendizaje de diccionario. Li et.al [4] introducen la representación poco densa de señales desde
un punto de vista bayesiano y presentan un framework
para el aprendizaje de diccionarios: asumiendo una distribución gaussiana (2) sobre los átomos del diccionario:
N
X
1
α
mı́n kD − AY k2F + trace AT A + λ
kyi k1 ,
A,Y 2
2
i=1
(2)
Donde F representa la norma de Frobenius o norma de
Hilbert-Schmidt y α es el parámetro que controla la escala del diccionario. La clasificación basada en el aprendizaje de diccionarios se lleva a cabo entrenando un cla-
mı́n
X
p
X
1
i=1
2
xTi Hxi + giT xi
s.t. X ≥ 0,
(3)
Donde Hk×k = AT A, g = −AT D. Como la optimización de los problemas anteriores requiere únicamente
productos entre instancias particulares en lugar de los
datos originales, en el problema de codificación escasa
los productos son reemplazados por matrices kernel. Este problema se conoce como el algoritmo KSRDL [4].
Una vez la matriz de coeficientes escasos de las nuevas
instancias es obtenida, la etiqueta de la clase se predice usando el clasificador obtenido en la etapa de entrenamiento. La etiquetas iniciales para la fase de entrenamiento son obtenidas mediante el análisis de curvas
de deformación en Ecocardiografía 2D Speckle tracking
disponibles para el grupo de pacientes patológicos, las
cuales fueron usadas como referencia para etiquetar los
perfiles por segmento. Los valores de deformación fueron validados por especialistas en los reportes médicos
de ecocardiografía y permitieron distinguir los perfiles
entre normales o anormales, estos últimos para los casos
akinéticos o hipokinéticos.
RESULTADOS
Por cada paciente se seleccionaron 36 perfiles
espacio-temporales, uno cada 10◦ después de un exhaustivo proceso variando el número de perfiles alcanzando un equilibrio entre complejidad y precisión. En
particular se seleccionaron 6 perfiles por cada segmento
anatómico en el plano medial de acuerdo a la representación 17 segmentos propuesta por la AHA [6] (American Heart Asociation). Se seleccionó un 75 % de los
perfiles catalogados como anormales para conformar la
mitad del grupo de entrenamiento. La otra mitad con el
mismo número tomado aleatoriamente del grupo de perfiles con movimiento normal. El resto de perfiles no tomados en cuenta para el entrenamiento fueron utilizados para validar el modelo. El procedimiento de cálculo
de parámetros fue aplicado sobre los perfiles seleccionados. Diferentes combinaciones de parámetros fueron
usadas como átomos de entrada para el entrenamiento
94
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
del diccionario basado en kernel con la siguiente especificación: distribución gausiana sobre los átomos del diccionario, un clasificador k-Nearest Neighbor sobre los
códigos poco densos y una matriz kernel de base radial (RBF) que reemplaza los productos en el modelo
de aprendizaje de diccionario. Resultados significativos
(media ± desviación estándar) después de 50 iteraciones
variando los grupos de entrenamiento y validación son
mostrados en la tabla I donde se comparan con aquellos
obtenidos usando una SVM con un kernel RBF.
proceso de clasificación. El uso de clasificación basada
en representaciones poco densas obtenidas mediante el
aprendizaje de diccionarios resulta ser una técnica conveniente para la valoración de la función VI que requiere
mayor validación.
AGRADECIMIENTOS
Parte de este trabajo fue soportado por el proyecto Francés “Utility of medical imaging for the optimization of the implantation of implantable cardiac deviTabla I: Precisión obtenida por los diferentes enfoques ces” (IMOP): ANR CIC-IT n. 04 187-188-189-190, y el
proyecto europeo euHeart: European Community’s SeTest
SVM
KSRDL
venth Framework Programme FP7_ICT_2007-2(2008Sk - Cl
93.50 ± 2.35 94.49 ± 1.59
12) n. 224495. Los autores agradecen al proyecto ECOSSk - Cl - Co
94.34 ± 1.42 94.06 ± 2.38
NORD - FONACIT PI-2010000299 por su soporte fi92.03 ± 1.36 92.59 ± 2.39
Sk - Mt
nanciero. El primer autor agradece a la Universidad del
Sk - Mt - Cl
94.25 ± 1.38 93.81 ± 2.06
Táchira por el programa de beca de doctorado. Prof. PaSk - Mt - Cl - Co 94.32 ± 1.49 93.99 ± 2.19
redes quiere agradecer a CDCHTA-ULA por el soporte
Los resultados reflejan que el mejor rendimiento en cla- de su investigación con el proyecto I-1336-12-02-B.
sificación e s o btenido c uando l os v ectores d e entrenamiento incluyen el parámetro de asimetría (Sk) y la cur- REFERENCIAS
va promedio basada en clustering (Cl) con una precisión de alrededor 94 %. Los tiempos de cómputo en se- [1] E. G. Caiani et.al., “The role of still-frame parametric imaging in MR assessment of LV wall motion
gundos (media ± desviación estandar) empleados por
by non-cardiologists.,” J Card Magn Reson, vol. 6,
los clasificadores u sando u na P C c on u n procesador
no. 3, pp. 619-25, 2004.
Intel(R) Xeon(R) 2.50GHz, 32 GB de RAM fueron: [2] N. Kachenoura et.al., Evaluation of regional myoPara SVM, entrenamiento 4.281±1.059 seg y validacardial function using automated wall motion analysis of cine MR images: Contribution of parametric
ción 0.003±0.564e-03 seg. Para KSRDL, entrenamiento
images, contraction times, and radial velocities., J
3.50e-04±3.78e-04 seg y validación 0.007± 0.002 seg.
Magn Reson Imag, vol. 26, no. 4, pp. 1127-1132,
Los resultados reflejan que el algortimo KSRDL emplea
2007.
menor tiempo para entrenamiento que la SVM. Ambas [3] J. Mantilla et.al., “Machine learning techniques
técnicas presentan tiempos de validación similares. En
for LV wall motion classification based on spatiotemporal profiles from cardiac cine MRI,” (ICMcuanto a comlejidad, el modelo de diccionario emplea
LA), 2013 12th IEEE Int. Conf. on, 2013, vol. 1,
alrededor de 15 átomos para la clasificaión mientras que
pp. 167-172.
la SVM emplea alrederor 147 vectores de soporte.
[4] Y. Li and A. Ngom, “Sparse representation approaches for the classification of high-dimensional biological data,” BMC Systems Biology, vol. 7, no.
CONCLUSIONES
Suppl 4, pp. S6, 2013.
En este trabajo se presentó un enfoque para la clasifi- [5] D. Wang and S. Kong, “A classification-oriented
dictionary learning model: Explicitly learning the
cación de movimiento del ventrículo usando aprendizaparticularity and commonality across categories,”
je de diccionarios con kernels. Los resultados muestran
Pat. Recog., vol. 47, no. 2, pp. 885–898, 2014.
que el parámetro de asimetría juega un papel importante [6] M. D. Cerqueira et.al., “Standardized myocardial
en la identificación de anomalías de movimiento del VI.
segmentation and nomenclature for tomographic
imaging of the heart: A statement for healthcare proResultados en términos de cómputo para validación, son
fessionals from the cardiac imaging committee of
comparables con aquellos obtenidos con el uso de una
the council on clinical cardiology of the american
SVM con un kernel RBF con la ventaja que en compleheart association,” Circulation., vol. 105, no. 4, pp.
jidad, el modelo de diccionario utiliza menos cantidad de
539–542, 2002.
átomos que vectores de soporte usados por la SVM en el
95
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
DETECCIÓN DE CÁNCER DE MAMA EMPLEANDO LUZ CERCANA AL
INFRARROJO MEDIANTE MODELAJE Y SIMULACIÓN USANDO
TÉCNICAS DE ELEMENTOS FINITOS.
Ana A, Arráiz B1, Rubén Medina1, 2
1
Centro de Ingeniería Biomédica y Telemedicina (CIByTEL), Mérida, Venezuela
2
Investigador Prometeo, Universidad de Cuenca, Ecuador
e-mail: [email protected]
RESUMEN
La radiación cercana al infrarrojo es un método que podría ser eficaz para la detección temprana del cáncer de
mama. Sin embargo, antes de construir un prototipo experimental se requiere estudiar su efectividad mediante la simulación
y el modelado computacional. Para ello se consideran diferentes configuraciones de diodos emisores de radiación NIR y
foto-detectores. Por su parte el tejido mamario se modela estableciendo a priori una configuración representada por los
coeficientes de absorción y de dispersión del tejido. El modelaje conduce a estimar la solución numérica de la ecuación de
difusión utilizando el método de elementos finitos, mediante el software NIRFAST. De los arreglos considerados, aquel
con doce fuentes y doce detectores dispuestos alrededor del dominio, es el arreglo que presenta una mejor calidad de
detección y se recomienda para el desarrollo de un prototipo que pudiese tener uso clínico. El mencionado arreglo logra
detectar con buena precisión los tumores ubicados en diferentes sitios del modelo de la mama.
Palabras Clave: Cáncer de mama, Radiación cercana al infrarrojo, ecuación de difusión, método de elementos finitos.
característica dispersiva del tejido de la mama normal (en
ausencia de tumores).
En vista de las cualidades de la radiación NIR, se ha
realizado un modelado computacional de la propagación de
esta radiación en los tejidos así como la reconstrucción a
partir de mediciones. De esta manera resulta posible buscar
la mejor configuración de fuentes/detectores en cuanto a
sensibilidad, ubicación y profundidad de detección, para el
diagnostico del cáncer de mamas. Esta metodología puede
ser aplicada en base a imágenes 3D de la mama obtenidas
mediante Resonancia Magnética (MRI). El modelaje se
realiza utilizando técnicas de elementos finitos mediante el
programa NIRFAST [2].
INTRODUCCIÓN
El cáncer de mama representa, aproximadamente, 13%
de las muertes por cáncer en mujeres. Estas estadísticas
causan preocupación por su impacto en la sociedad y la
familia [1]. Este panorama motiva el desarrollo de
investigaciones con impacto social para la búsqueda de un
método de detección temprana del cáncer de mama.
Los métodos actuales suelen ser generalmente costosos
o poco eficaces en la detección precoz del cáncer de mama.
Entre las herramientas tecnológicas existentes están: la
mamografía, el ultrasonido mamario, la resonancia
magnética, la tomografía. Estas técnicas han sido validadas
desde el punto de vista clínico, sin embargo, presentan
desventajas comunes tales como la baja eficiencia y escaza
sensibilidad.
Existen técnicas experimentales, entre las que se
pueden mencionar, aplicaciones avanzadas de la
mamografía digital, el ultrasonido, la resonancia
magnética, la medicina nuclear, la tomografía
computarizada, entre otras. Así también están los
instrumentos experimentales, basados en la difusión de luz
cercana al infrarrojo (NIR) [10].
Una de las características importantes de la radiación
NIR, se encuentra en el alto nivel de absorción que
presenta este tipo radiación ante la concentración de
hemoglobina oxigenada y desoxigenada para un rango de
longitudes de onda, que va de 600 𝑛𝑚 a 1000 𝑛𝑚 y la
METODOLOGÍA
Estudio teórico de la luz
Cuando la radiación electromagnética en forma de luz
viaja por los tejidos biológicos, los fotones, realizan su
migración o ruta siguiendo una secuencia de pasos
aleatorios, debido a las fluctuaciones dieléctricas aleatorias
[3]. Por lo tanto en medios con estas condiciones, se suele
analizar estas situaciones a partir de dos procesos
macroscópicos como son la dispersión y la absorción.
En condiciones normales sin presencia de tumor, en el
tejido de la mama, predomina el efecto de dispersión que se
modela mediante el coeficiente de dispersión reducido (𝜇𝑠′ )
mientras que la absorción se modela mediante el
coeficiente (𝜇𝑎 ). Para el caso del tejido mamario, se
96
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
considera que: 𝜇𝑎 ≪ 𝜇𝑠′  Este hecho permite que la
radiación NIR alcance una buena profundidad de
penetración.
Cuando existen tumores se produce un proceso de
angiogénesis (aumento en la concentración de
hemoglobina), lo cual se traduce en una alta absorción ante
la radiación NIR, generando, susceptibilidad a la variación
de este cromóforo del tejido.
Para describir matemáticamente el proceso de
propagación de luz en medios biológicos, entre los métodos
de difusión está la Teoría de Transporte de Radiación,
empleando la Ecuación de Transporte de Radiación (RTE),
que ofrece una descripción adecuada [4]. Sin embargo,
pese a que esta teoría simplifica el análisis, la ecuación no
es tan sencilla de resolver. Existe un conjunto de técnicas
de solución para resolver la RTE, una de ellas consiste en
establecer una aproximación mediante la ecuación de
difusión debido al efecto predominante de la dispersión en
el tejido biológico.
La ecuación de difusión se escribe como se muestra en
la ecuación 1 [5]
 1  (r , t )  D. 2 (r , t )  a (r , t )  S (r , t ) 
c t
Donde,  (r , t ) representa el flujo de fotones [w/cm2.s],
en la posición r, en un tiempo t (transferencia de energía
por unidad de área). c es la velocidad de la luz en el medio
[m/s]. a es el coeficiente de absorción [1/cm]. D  [3s ' ]1
es el coeficiente de dispersión [cm], donde s '  s(1  g )
representa el coeficiente de dispersión reducida [1/cm]. Por
su parte, s es el coeficiente de dispersión [1/cm], g es el
coseno del ángulo medido de la dispersión de los fotones.
S (r , t ) es el termino que representa la intensidad de la
fuente [w/m3s], en la posición r para el instante t.
excepción de los contornos, tal como ocurre con la
ecuación 1 en el tejido de la mama. Esto permite subdividir
el dominio en un conjunto de regiones interconectadas y de
tamaño finito. La forma más común es la sub-división del
dominio en triángulos, tal como se observa en la figura 1
Figura 1. Discretización del Dominio
2. Obtener las ecuaciones para el elemento típico.
Es importante señalar que en el desarrollo de elementos
finitos, luego de identificar los elementos de la
discretización, lo que se busca es conseguir la solución en
cada elemento, para luego superponer todas las soluciones.
En este paso se reformula el problema en forma débil,
transformando la ecuación diferencial de difusión, sin
dependencia temporal, mediante la formulación de
Gallerkin. Para estimar esta formulación en todos los
puntos del elemento típico, que será el triangulo, se emplea
la función de interpolación que lo describe, y se sustituye
en dicha formulación. La ecuación resultante se expresa en
forma matricial, como lo muestra la ecuación 2:
[{𝜶}𝑉𝑥𝑉 + {𝜷}𝑉𝑥𝑉 ]. Φi e = {𝑭}𝑉𝑥1 + {𝑩}𝑉𝑥𝑉
(2)
Donde, 𝑉 es el número de nodos del elemento. Φe ,
representa el flujo de fotones, en cada nodo del elemento.
Y donde 𝜶𝑖𝑗 = ∫Ω α ∇𝜓𝑖 ∇𝜓𝑗 𝜕Ω , 𝜷𝑖𝑗 = ∫Ω β ψi ψj 𝜕Ω , 𝑭𝑗 =
∫Ω 𝜓𝑗 𝑓 𝜕Ω y 𝑩𝑗 = ∫𝜕Ω 𝜓𝑖 𝜓𝑗 𝜕𝑛 Φje d(𝜕Ω) , obtenidas a partir
Solución de la ecuación
Se determinó la solución de la ecuación 1, mediante dos
métodos: método analítico y método numérico. En la
solución analítica no se logra incorporar geometrías reales
de la mama, ni la condición de contorno real, y si bien esta
técnica permitiría la detección temprana del cáncer, no fue
posible identificar la ubicación precisa ni dimensiones de la
anomalía. Debido a tales limitaciones se implementó la
solución numérica basada en el método de elementos
finitos para determinar la solución de la ecuación 1.
La técnica de elementos finitos permite modelar
dominios irregulares, condiciones de contorno variables y
las no linealidades en las ecuaciones. Para el desarrollo del
método se siguen los pasos que se especifican a
continuación [6]:
de la formulación de Gallerkin de la ecuación (1)
3. Ensamblaje de todos los elementos de la solución.
La matriz elemental de cada uno de los elementos que
conforman el dominio son ensambladas en una matriz
global. Esta matriz contiene un número de filas y
columnas igual que la cantidad de nodos presentes en el
contorno del dominio, conocidos como nodos globales. En
cada entrada de la diagonal de dicha matriz, se introducirá
la matriz elemental de cada elemento, y en las entradas en
que se solapen dos matrices elementales sus términos se
sumaran, tal como se muestra en el ejemplo de la figura 2:
1. Discretización de la región de solución en un número
finito de subregiones o elementos.
Las ecuaciones gobernantes, tienen que ser válidas en
cualquier parte del dominio del problema, denotado 𝛀 a
Figura 2. Ensamblaje de los nodos
97
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
4. Solución del sistema de ecuaciones obtenido
La matriz global no es más que un sistema de
ecuaciones difícil de resolver mediantes métodos directos,
por ello se requieren métodos más sofisticados, como los
llamados: métodos iterativos. Entre ellos los métodos no
estacionarios, por su rapidez de convergencia [7].
Método computacional
El método numérico se implementa mediante el
software llamado Tomografía espectral y fluorescencia
cercana al infrarrojo (NIRFAST). Este sistema modela el
comportamiento de la propagación de la luz para la ventana
óptica cercana al infrarrojo en el tejido biológico basado en
el método de elementos finitos. El paquete de herramientas
NIRFAST se soporta en el software matemático
MATLAB®, bajo una interfaz de usuario GUI. La teoría
que involucra, incluye en términos generales dos
estrategias de soluciones, como son:
Figura 3. Dominio de prueba para los arreglos
Los arreglos planteados son los que se muestran en la
figura 4:
a)
El modelo Directo (forward)
El objetivo es estimar el comportamiento del flujo de
fotones Φ dentro de un dominio Ω, emplea el método de
elementos finitos,
implementando
geometrías
y
condiciones de contorno reales (condición de contorno de
límite parcial). La solución de la ecuación matricial
(ecuación 2), se desarrolla mediante el método no
estacionario correspondiente al Método de Gradiente Bi
conjugado Estabilizado (Bi - CGSTAB) [8].
c)
b)
d)
Figura 4. a) Arreglo con dos fuentes y un detector,
b) Arreglo con ocho fuentes y un detector, c) Arreglo
con trece fuentes y dos detectores y d) Arreglo con doce
fuentes y doce detectores alrededor del dominio.
El modelo Inverso
El objetivo, en este caso, es recuperar, mediante
técnicas de reconstrucción las propiedades ópticas 𝜇 =
(𝜇𝑎 , 𝜇𝑠, ), en cada nodo, a partir de mediciones de la
densidad de la luz obtenidas en la superficie del tejido
biológico. El programa implementa el método de
regularización modificado de Tikhonov [9].
La tabla I muestra el resultado obtenido al modelar la
propagación de la radiación NIR y posteriormente
reconstruir las propiedades ópticas del dominio
considerando cada uno de los diferentes arreglos
planteados, comparando las regiones detectadas con
respecto a las regiones establecidas a priori.
Modelaje y simulación
El primer modelo estudiado corresponde a un dominio
bidimensional. Este ejemplo permite verificar el buen
funcionamiento del programa para ello se define el dominio
con propiedades ópticas establecidas a priori.
Posteriormente mediante el modelo directo se estima la
intensidad de radiación NIR obtenida en cada detector. A
continuación mediante el modelo inverso se realiza la
reconstrucción del dominio y se compara con respecto a las
características ópticas establecidas a priori. En este caso se
logra una conformidad superior al 90%.
En vista de los resultados en 2-D, se plantean cuatro
arreglos para la ubicación de las fuentes y detectores, sobre
un dominio cilíndrico de radio 50 𝑚𝑚 y altura de 100 𝑚𝑚.
Las características ópticas son similares a las de una mama
real. En tal dominio se incrustan cuatro tumores tal como
se muestra en la figura 3. Esto con el fin de realizar una
comparación de calidad de detección y determinar el
arreglo más eficaz para detectar dichos tumores.
RESULTADOS
En base a los resultados obtenidos en la comparación de
los cuatro arreglos, se aprecia que el arreglo más eficaz es
el correspondiente a doce fuentes y doce detectores
dispuestos alrededor del dominio. Posteriormente se utiliza
este arreglo considerando una geometría real de una mama,
obtenida mediante la segmentación de una imagen 3-D de
resonancia magnética (MRI) mediante el software auxiliar
NIRView. El dominio incorpora los tejidos adiposos y
glandulares de la mama así como cuatro tumores. Dichos
tejidos se modelan en base a los coeficientes de absorción y
dispersión característicos. Los resultados obtenidos se
muestran en la tabla II. Se observa que la reconstrucción
98
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
obtenida presenta una conformidad superior al 80% para
todas las regiones incluidas en el dominio.
asignación de propiedades ópticas de los tejidos, de manera
que su valor se derive directamente de la información de
nivel de gris de la imagen de resonancia magnética (MRI)
de manera que no sea necesaria la segmentación de la
imagen. Por otra parte, resulta necesaria la validación
utilizando un mayor número imágenes 3-D de resonancia
magnética.
Tabla I. Regiones detectadas por los arreglos
Región
I-T
Medio
Arreglo
Con 2
Se
No se
fuentes
detectó
detectó
y1
detector
Con 8
Se
No se
fuentes
detectó
detectó
y1
detector
Con 13
fuentes
Se
No se
y2
detectó
detectó
detector
es
Con 12
Se
fuentes
Se
detectó
y 12
detectó
50%
detector
es
𝛿: Profundidad de penetración
II-T
III-T
IV-T
𝛿
mm
No se
detectó
Se
detectó
40%
No se
detectó
47
No se
detectó
Se
detectó
100%
Se
detectó
25%
65
El presente trabajo ha contado con el apoyo del CDCH-TA
y CEP de la Universidad de Los Andes en Venezuela. El
presente trabajo fue patrocinado por el Proyecto Prometeo
de la Secretaría de Educación Superior, Ciencia,
Tecnología e Innovación de la República del Ecuador
No se
detectó
Se
detectó
100%
Se
detectó
25%
75
REFERENCIAS
Se
detectó
50%
Se
detectó
100%
Se
detectó
100%
AGRADECIMIENTO
[1] Enlace hispano americano de salud. Pagina Web
disponible
en
línea:
http://www.upch.edu.pe/ehas/pediatria/lactancia%20matern
a/. Ultimo acceso: Mayo, 2014..
[2] Hamid Dehghani et al, (2008), Near infrared optical
tomography using NIRFAST: Algorithm for numerical
model and image reconstruction. International journal
Numerical Methods in Biomedical Engineering Volume
25, 6, , USA, pp. 711–732.
[3] A. Yodh and B. Chance, (1995): Spectroscopy and
imaging with diffusing light, biophysics and radiology at
the University of Pennsylvania, Philadelphia, USA book
PHYSICS TODAY, pp. 34-40.
[4] A. J. Welch and M.J.C. Gemert, (2010), OpticalThermal Response of Laser- Irradiated Tissue, second ed.
Springer. USA.
[5] Patterson M.S., et al, (1989): Time resolved reflectance
and transmittance for the non-invasive measurement of
tissue optical properties, Appl. Opt., USA, 28, pp. 23312336.
[6] Mayers D, (2003), An introduction to Numerical
Analisis, Cambridgte. Cambridge University Press,
London.
[7] Richard Barrett, et al. (2014), Templates for the
Solution of Linear Systems: Building Blocks for Iterative
Methods, document is the electronic version of the 2nd
edition of the Templates book
[8] Schweiger M, et al., (1995), The finite element model
for the propagation of light in scattering media: boundary
and source conditions, Medical Physics; 22, pp. 1779–
1792. London.
[9] Yalavarthy PK, et al., (2007), Weight-matrix structured
regularization provides optimal generalized least-squares
estimate in diffuse optical tomography, Medical Physics,
34(6), London. pp. 2085–2098.
[10] Adam B. Noveret al. (2009), Modern Breast Cancer
Detection: A Technological Review, International Journal
of Biomedical Imaging, vol. 2009, pp. 01-14.
100
Tabla III. Regiones detectadas por los arreglos
Región
reconstruida
Región I
Región II
Región III
Región esperada que
representa
Tejido Adiposo
Tejido Glandular
Tercer tumor
Reconstrucción de la
dimensión
100%
100%
80%
Región IV
Cuarto tumor
80%
Región V
Región VI
Primer tumor
Segundo tumor
80%
80%
CONCLUSIONES
El cáncer de mama es una enfermedad en donde la
detección precoz de la ubicación y dimensiones de los
tumores presentes es necesaria para lograr un efectivo
procedimiento terapéutico. El tejido biológico mamario se
caracteriza por presentar una respuesta de alta dispersión y
baja absorción de la radiación NIR.
La solución analítica de la ecuación de difusión
presenta buenos resultados en la detección precoz del
cáncer, pero no permite precisar la ubicación ni las
dimensiones del tumor. La solución numérica permite
modelar el comportamiento de la distribución de los
fotones, permitiendo precisar su ubicación y dimensiones
mediante técnicas de reconstrucción.
La comparación de los diferentes arreglos muestra que
la detección de tumores es adecuada mediante el arreglo
con doce fuentes y doce detectores dispuestos alrededor del
dominio. Se requiere sin embargo, mejorar el proceso de
99
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
EVALUACIÓN POSTURAL DE NIÑOS USANDO TÉCNICAS DE VISIÓN POR
COMPUTADOR.
Franklin Rosado1, 2, Cesar Aceros2, Sergio Salinas2
DSP-ASIC Builder Group, Universidad Popular del Cesar, Valledupar, Colombia
Grupo de Investigación en Bioingeniería, Señales y Microelectrónica, BISEMIC, Universidad Pontificia Bolivariana,
Bucaramanga, Colombia
e-mail: [email protected]
1
2
RESUMEN
El presente estudio se realiza con el fin de identificar los patrones posturales incorrectos de los niños del Centro Terapéutico
Integral de Neurodesarrollo Bobath de la ciudad de Bucaramanga, el cual no posee un sistema cuantitativo para identificar
afecciones en las posturas. Este análisis permite conocer los problemas asociados a la mecánica postural presente en
infantes mayores de cinco años. A causa de disposiciones legales y a las normas del instituto es preferible no interaccionar
físicamente con los pacientes, cuando se hace el análisis postural, por esta razón se decide emplear el sistema Kinect™ de
Microsoft. El resultado mostrará el porcentaje de error entre la postura del paciente y el modelo anatómico estándar
adecuado acorde con la evolución de la patología presentada por el mismo, de esta forma el especialista podrá identificar
cuales recursos terapéuticos a emplear para corregir la postura y mejorar la calidad de vida del niño.
Palabras Clave: Rehabilitación, Ingeniería Biomédica, Análisis Postural, Kinect.
INTRODUCCIÓN
la generalidad; cuando se habla de alta generalidad se
refiere a que aplica en muchos casos, pero que
probablemente tenga una baja sensibilidad, lo cual quiere
decir que los resultados que se obtienen pueden ser pobres
en detalles. En tanto las técnicas con alta sensibilidad
necesitan una información muy precisa sobre los
parámetros específicos que se miden y tienen una
aplicación bastante limitada [5].
El análisis postural cuenta con cinco criterios de
observación que son el historial, las condiciones por
contexto, constitucionales, estáticas y dinámicas. Donde, el
historial hace referencia a la revisión inicial de la
información que será registrada, esta proporciona al
profesional muchos elementos que le ayudaran a
comprender y relacionar las características posturales de
cada paciente y las desviaciones que se van identificando
durante el análisis postural. Por otro lado, el criterio de
condición es el más influyente en el paciente, debido a que
forma parte de las adaptaciones derivadas de su
experiencia, refiriéndose a las formas de elaborar
realidades posturales frente a las condiciones y
circunstancias con las que interactúa un individuo con el
mundo. En cuanto a las constitucionales estas influyen
notoriamente en la actitud que adopta el sujeto y está
relacionada con la altura del paciente, su longitud, los
perímetros y diámetros de los segmentos corporales. En lo
La postura se define como la posición de todo cuerpo
en relación con la gravedad, por lo tanto, es el resultado del
equilibrio entre las fuerzas musculares anti gravitatorias y
la gravedad [1]. En los últimos años, el estudio del análisis
postural ha adquirido una especial importancia debido a
que la postura influye en factores de tipo interno y externo.
En los primeros, se considera la información propioceptiva,
dado que, la estimulación es fundamental en la maduración
del esquema corporal, la regulación del equilibrio tónico
ocular y la ejecución de movimientos simples. Por otra
parte, entre los factores externos se encuentran los malos
hábitos posturales de reposo, de trabajo y de ocio los cuales
determinaran las variaciones del centro de gravedad y de
las curvaturas de la columna [2].
Por eso, la postura se encuentra estrechamente
relacionada con el entorno social, la personalidad, la actitud
mental, ocupación, la vestimenta, la edad, nutrición, los
estados de salud, actividades físicas y modelos
socioculturales. De ahí, la importancia de realizar un
análisis postural, por medio del cual se pueda identificar
ciertas alteraciones a distinto nivel segmentario y en
diferentes planos anatómicos [3-4].
Para realizar un análisis postural se cuenta con técnicas
que se basan en dos características que son la sensibilidad y
100
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
que se refiere a los criterios dinámicos estos hacen
referencia a la exploración de la amplitud del movimiento
activo y pasivo de cada una de las unidades funcionales
(cabeza, tórax, extremidades superiores e inferiores) para
conocer el comportamiento motor y funcional del sujeto
[6].
La razón fundamental para esta investigación se debe a
que en la actualidad el Centro Terapéutico Integral de
Neurodesarrollo Bobath no cuenta con un sistema de
análisis postural cuantitativo para identificar deformaciones
o enfermedades que son causadas por tomar posturas que
son inadecuadas, muchas son las causas que se asocian a
los defectos de posturas tales como problemas en la visión
y calzado inapropiado, con el análisis se podrá detectar y
analizar cuáles son las alteraciones posturales que presenta
cada niño del centro terapéutico.
Como antecedentes de otros trabajos realizados
tenemos a Ramón, quien realizó un trabajo sobre análisis
postural usando imagenología computarizada, el cual se
trata de un programa APIC que realiza la evaluación
postural basado en la demarcación de cada uno de los
puntos anatómicos básicos de una persona y luego se
procede a tomar una serie de fotografías que son la base
para realizar la evaluación mediante un sistema de captura
de coordenadas cartesianas, usando la hoja de cálculo
Excel y Visual Basic [7].
Por otro lado Clark realiza un estudio que trata sobre la
utilidad del sensor Kinect™ de Microsoft [8], para realizar
análisis posturales, el estudio realizado evalúa la capacidad
del sensor para realizar este tipo de evaluación postural.
Además hacen uso de un sistema 3D combinado con el
sensor como referencia para realizar el estudio, los datos
adquiridos por medio del Kinect se realizaron con una
frecuencia de muestreo de 30Hz, por tanto aplicaron
técnicas de remuestreo, debido a que el sistema de cámaras
en 3D trabajan a una frecuencia de 120Hz. En particular se
realizaron tres pruebas de control postural (análisis frontal,
lateral y equilibrio con una sola pierna). Con respecto a las
pruebas realizadas en general no muestran diferencias
significativas entre los dos dispositivos, por lo cual el
sistema Kinect ofrece una información confiable para
realizar un estudio de análisis postural [9].
Por ultimo Mentiplay realizó un trabajo que trata sobre
la fiabilidad y validez del dispositivo Kinect para evaluar la
postura de un pie estático, con el fin de evaluar la posición
del pie, se hizo: observación visual tradicional, sistema 3D
y por último el sensor Kinect™, cuyos datos fueron
procesados aplicando métodos estadísticos, demostrando
una buena fiabilidad y correlación. Por tanto el estudio
concluye que el uso del Kinect en ese tipo de evaluación es
más fiable que la observación visual y a la vez al
compararlas con un sistema 3D se valida la fiabilidad
entregada por el sensor [10].
METODOLOGÍA
Se realizara una apropiación tecnológica por medio de
la cual se podrá conocer cómo el sistema Kinect puede
ayudar a realizar estudios de análisis posturales sin la
necesidad de usar marcadores fijos en los pacientes.
Para la investigación, se tendrán en cuenta diferentes
etapas que marcarán las pautas necesarias para avanzar
correctamente con el proceso de desarrollo:
• Diseño: En esta etapa se busca una solución mejorada
de la evaluación postural usando el sensor Kinect y su
calibración para la fiabilidad de los datos que serán
usados para realizar el análisis postural y determinar
cuáles serán los puntos de biomecánica estructural del
cuerpo humano para realizar la evaluación postural.
• Implementación: Se implementarán las actividades de
la etapa anterior, con el fin de realizar las pruebas del
sistema y el acoplamiento del sensor, con el fin de
realizar ajustes y corregir los posibles problemas del
software y calibración del dispositivo.
• Validación: Se realizará un protocolo de toma de datos
en infantes con la correspondiente autorización del
representante legal, con el fin de comparar los
resultados finales y conocer el margen de error del
sistema implementado.
Con la implementación de este sistema se busca acortar
el tiempo que tarda un profesional en realizar el estudio,
por lo cual no se tendrá que someter a los niños a
extenuantes jornadas, obteniendo en tiempo real los
resultados del análisis postural y de esta manera el
profesional encargado podrá proceder a aplicar los
correctivos necesarios para la corrección y seguimiento de
los diferentes ejercicios, que conllevarán a mejorar la
composición estructural y mental de cada niño.
En la figura 1 se observa el diagrama de bloques, donde
se ilustra el procedimiento para el procesamiento de los
datos. Inicialmente, se calibra el dispositivo, luego se
procede a escoger la vista (anterior, posterior ó lateral) que
se desea estudiar, inmediatamente se obtiene el modelo
biomecánico en el cual se ubican los puntos de referencias
necesarios para la evaluación postural, el sistema Kinect
provee un esqueleto virtual que sirve como punto de
partida para obtener dichos puntos de referencia que
complementaran los ya existentes. Para obtener estos, se
realiza un desplazamiento vectorial automático, usando
técnicas de visión por computador y la cámara de
profundidad del Kinect que suministra una imagen en
blanco y negro. Donde la silueta del sujeto de color negro
corresponde a los ceros y el fondo en blanco a los unos. Un
algoritmo implementado en OpenCV desplaza los puntos
del Kinect hacia los bordes de la silueta, reubicándolos para
poder realizar el procesamiento de la información. A
101
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
continuación se procede al análisis estadístico de los datos,
obteniendo así los resultados generales de la evaluación
postural de cada paciente, esta última etapa ésta en
desarrollo, por lo que no se incluyen los resultados de ésta
en este artículo.
Calibración
(Kinect)
Escogencia vista
para analizar
Modelo
biomecánico
Visualización de
resultados
Análisis de datos
Procesamiento de
datos
utilizados en este trabajo. Los 21 puntos restantes son
obtenidos mediante un algoritmo que realiza el
desplazamiento vectorial de las referencias existentes, para
fijar los puntos anatómicos ubicados en el contorno de la
imagen obtenida mediante el sensor. Se encontró que la
ecuación de la recta y=mx+b aseguraba las coordenadas
ideales para la ubicación de cada “marcador”, necesarios
para el análisis correspondiente.
En la figura 3, se puede observar el modelo
biomecánico usando la cámara de profundidad del Kinect,
con la cual se obtiene la silueta del sujeto en estudio, en
esta imagen se visualizan los puntos anatómicos de
referencia correspondientes al plano frontal (vista anterior).
Los “marcadores” en este plano se ubican con el fin de
establecer la simetría y anormalidades en la alineación de
los segmentos que corresponden a las rodillas y la cabeza,
pero también se pueden calcular los desniveles que existen
entre la altura de las cresas iliacas y los hombros.
Igualmente, se hace con la vista posterior donde se
analizarán la simetría y anormalidades que se presentan en
la alineación de los segmentos que forman parte de la
cabeza, el tronco y los tobillos.
Figura 1. Esquema de desarrollo para el análisis
postural en dos dimensiones
RESULTADOS PARCIALES
En las figuras 2, se observan en azul los puntos
entregados por el sensor Kinect, para las primeras pruebas
realizadas del modelo biomecánico, los cuales servirán
como referencia para el análisis postural. Estas pruebas se
efectuaron en adultos y niños, con el fin de verificar el
desplazamiento de los marcadores (puntos amarillos) en los
hombros, caderas y entrepierna, con respecto a los
entregados por el sensor. Un factor importante en la
evaluación postural es la simetría del cuerpo con respecto a
la línea de gravedad, la cual se obtiene colocando una
plomada en la parte posterior del cuerpo del sujeto, como
lo hace [11]. En este trabajo se reemplaza el uso de la
plomada, por un plano que une el entrecejo con el mentón y
los pómulos del sujeto, los cuales son identificados por el
sistema asegurando la simetría.
Figura 3. Modelo biomecánico
DISCUSIÓN
El procesamiento de la información mencionada
anteriormente, mostrará el porcentaje de error entre la
postura del paciente y el modelo anatómico estándar.
Adicionalmente, aportará datos sobre la evolución o
recuperación del paciente acorde con la patología
presentada por el mismo, de esta forma el especialista
tendrá una herramienta tecnológica que complementará su
experiencia y le permitirá implementar recursos
terapéuticos para la corrección de la postura, que redundará
en una mejor calidad de vida para su paciente. Con el
diseño e implementación del este sistema, el Centro
Terapéutico Integral de Neurodesarrollo Bobath de la
ciudad de Bucaramanga, incorporará nuevas tecnologías
para realizar la evaluación postural automática, sin la
necesidad de usar marcadores físicos en sus pacientes.
Figura 2. Pruebas modelo biomecánico niños.
El análisis postural requiere de un total de 30 puntos
(“marcadores”) de los cuales el sistema Kinect™ de
Microsoft proporciona 23 de ellos, pero solo 9 son
102
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
CONCLUSIONES
[8] Keane, S., Hall, J., & Perry, P. (2011). Meet the Kinect:
an introduction to programming natural user interfaces, 1ra
edición, Editorial Apress.
La generación de los marcadores se realizó con el fin de
realizar de manera automática la evaluación postural. Para
tal fin se desarrolló un algoritmo con la ayuda de las
librerías de OpenCV, lo cual permitió ubicar los
marcadores u otros parámetros en el paciente, sin la
necesidad de tener contacto físico con él. Hasta ahora, se ha
logrado con éxito ubicar los marcadores necesarios en
todas las vistas (anterior, posterior y lateral), con el fin de
realizar el estudio correspondiente. Por tanto, se espera
desarrollar un sistema para el procesamiento de datos que
permitirá realizar el análisis estadístico y de resultados. En
este sentido, este trabajo aportará una herramienta valiosa a
los especialistas, con la cual podrán realizar de forma
automática, fiable y no invasiva, la evaluación postural en
sus pacientes.
[9] Clark, R. et al (2012). Validity of the Microsoft Kinect
for assessment of postural control. Gait & Posture, 36, pp
372–7.
[10] Mentiplay, B. et al (2013). Reliability and validity of
the Microsoft Kinect for evaluating static foot posture.
Journal of Foot and Ankle Research, 6, pp 14.
[11] Chaitow, L. et al (2007): Aplicación clínica de las
técnicas neuromusculares. Extremidades inferiores
(Bicolor), Volumen II, Editorial Paidotribo.
AGRADECIMIENTOS
Los autores agradecen a la Universidad Popular del Cesar
(UPC) y la Universidad Pontificia Bolivariana (UPB),
seccional Bucaramanga, por su colaboración en el
desarrollo de este trabajo.
REFERENCIAS
[1] Rull I. (2007): Biomecánica clínica de las patologías del
aparato locomotor, 1ra edición, Editorial MASSON S.A.
[2] Del Sol M. et al (2004): Evaluación postural de
individuos mapuche de la zona costera de la IX Región de
Chile. 22: pp 339-342.
[3] Brownstein A. (2001): La curación natural de la
espalda. Paidotribo, 1ra edición, Editorial Paidotribo.
[4] Rasch P. (1991): Kinesiología y anatomía aplicada, 7ma
edición, Editorial El Ateneo.
[5] Nogareda, S. (2003): Evaluación de las condiciones de
trabajo: carga postural. Método REBA (Rapid Entire Body
Assessment). Revista del institutito nacional de seguridad e
higiene en el trabajo.
[6] Lesmes J. (2007): Evaluación clínico-funcional del
movimiento corporal humano, 1ra edición, Editorial
Médica Internacional.
[7] Ramón G. (2008): Caracterización de la postura bípeda
de las personas vinculadas al programa de actividad física,
Instituto Universitario de Educación Física. Grupo de
Investigación en Ciencias de la Actividad Física y el
Deporte, Universidad de Antioquia, Colombia.
103
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
SEGMENTACIÓN DEL VENTRÍCULO IZQUIERDO EN IMÁGENES
CARDÍACAS USANDO TÉCNICAS NO PARAMÉTRICAS
Edwin Velázquez1 , Antonio Bravo1 , Miguel Vera2 .
1
Grupo de Bioingeniería, Universidad Nacional Experimental del Táchira, Táchira, Venezuela.
Centro de Ingeniería Biomédica y Telemedicina, Universidad de los Andes, Mérida, Venezuela.
2
email: [email protected]
RESUMEN
En este trabajo se describe un algoritmo para la segmentación del ventrículo izquierdo (LV) en tomografía computarizada
multicapa (MSCT) usando estimadores no parámetricos. El algoritmo se desarrolló en tres etapas. En la primera etapa se
realiza el filtrado de la imagen 3D utilizando la técnica de medias deslizantes. Luego se construye el histograma del volumen
de un instante de la base de datos y se compara con el histograma del LV, el cual se obtuvo enmascarando la segmentación
manual realizada por un cardiólogo con el volumen filtrado, se busca el nivel de gris de mayor ocurrencia del LV
denominado P y se toman los píxeles que estén dentro del rango P ± 10 %. A partir de esta imagen se segmenta el LV
utilizando crecimiento de regiones. Posteriormente se compara esta segmentación con la realizada por el cardiólogo. Para
ello, se calculan el coeficiente de Dice y los errores de volumen y de contorno. El coeficiente de Dice promedio en el instante
diástole es 91.10 ±7.46.
Palabras Clave: Ventrículo izquierdo, Medias deslizantes, Crecimiento de regiones, Coeficiente de Dice.
INTRODUCCIÓN
El ventrículo izquierdo (LV) en el corazón juega el rol
más importante en el sistema cardiovascular ya que es el lugar donde se presentan los mayores síntomas del daño cardiovascular por lo que es importante desarrollar técnicas de
segmentación que faciliten su estudio. La segmentación de
imágenes consiste en delimitar objetos agrupados de acuerdo con ciertas características de los entes que lo forman [1].
La segmentación de estructuras cardiacas es un requisito para
analizar las funciones del corazón partiendo de imágenes
adquiridas por distintas modalidades en imagenología cardiaca. La complejidad y variabilidad de la morfología cardiaca,
el bajo contraste, el ruido y la presencia de artefactos son algunas de las dificultades que caracterizan el proceso de segmentación del corazón como un problema abierto.
Distintos investigadores han propuesto diferentes formas
para segmentar imágenes de estructuras cardíacas. Zhou et.al.
[2] proponen un método para segmentar estructuras cardíacas
basado en la combinación de medias deslizantes y campos
aleatorios de Markov para guiar el proceso de extracción de
las referidas estructuras. Dong et. al. [3] proponen un método
para segmentar el LV usando filtros morfológicos, crecimiento de regiones y el algoritmo de caminadores aleatorios en
imágenes de MSCT.
En el presente trabajo se consideran bases de datos las
cuales fueron sometidas a definición de una región de interés
que facilite la segmentacón del LV. La metodología a seguir
para tal región de interés se describe en [4]. En la investigación se propone un algoritmo para la segmentación del LV
en imágenes cardiacas de MSCT usando técnicas no parámetricas debido a que no requiere tantas restricciones, ni de
un modelo geométrico de la distribución de datos a analizar,
en comparación con las técnicas parámetricas. El algoritmo
se desarrolla en tres etapas: a. Etapa de Filtrado: basada en el
procedimiento no parámetrico de medias deslizantes. b. Etapa de Umbralización: partiendo del histograma obtenido de
la segmentación del LV realizado por un cardiólogo. c. Etapa de Segmentación: basada en la aplicación de la técnica de
crecimiento de regiones.
El resto del documento se utiliza para desarrollar aspectos
como la metodología, resultados obtenidos y las respectivas
conclusiones.
1.METODOLOGÍA
1.1 Descripción de la base de datos. La base de MSCT
utilizada está conformada por 6 volúmenes (2 por paciente)
que contienen información anatómica cardiaca 4D, 3D +tiempo, para un ciclo cardiaco completo y fue adquirida en sincronización con la onda R de la señal electrocardiográfica.
Cada volumen está constituido por vóxeles de tamaño: 0.4882
mm x 0.4882 mm x 0.3999mm. Cada imagen tiene una resolución espacial de 512x512 píxeles, muestreada a 12 bits
por pixel.
1.2 Etapa de Filtrado. Es conocido que la mayor fuente
104
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
de ruido en imágenes de MSCT proviene de naturaleza cuántica de los fotones de rayos X y este se modela por una distribución de Poisson [5], las imágenes consideradas presentan
este tipo de ruido (Poisson) y bajo contraste por lo que antes
de hacer la segmentación es necesario realizar una etapa de
filtrado. Para ello se utiliza una técnica estadística denominada medias deslizantes. Esta técnica fue seleccionada debido a
que no requiere de suposiciones acerca del modelo geométrico del conjunto de datos a analizar [6]. A continuación se presenta el conjunto de pasos de la etapa de filtrado:
En este sentido, inicialmente se construye los histogramas del
ventrículo izquierdo y del volumen del corazón, el histograma del ventrículo izquierdo se obtiene a partir del enmascaramiento de la segmentación manual hecha por un cardiólogo con el volumen del corazón previamente filtrado, posteriormente se realiza una comparación de los histogramas para
hacer corresponder la curva del histograma del LV respecto
a las curvas presentadas en el histograma del volumen del
corazón. Una vez obtenida la correspondencia de las curvas,
se selecciona el valor del nivel de gris de mayor ocurrrencia
del histograma de LV denominado P y a partir de este se toma
1. Se construye una vecindad en forma de paralelepípedo,
todos los píxeles que estén dentro del rango P ± 10 % del vocuya base es cuadrada de lado L y posee una altura de
lumen del corazón. A partir de este se segmenta el LV.
tres píxeles, el lado L viene dado por la ecuación 1:
1.4 Etapa de segmentación. Para desarrollar la segmentación 3D del LV, en la presente investigación, se considonde n es un número natural arbitrario. En esta dera la técnica denominada crecimiento de regiones (CR). En
ecuación, con el propósito de evitar un costo computa- el CR implementado un vóxel es agregado a una región si y
cional excesivo durante el proceso de entonación de solo si su intensidad pertenece al intervalo obtenido mediante
parámetros, el rango de valores que le fue asignado a la ecuación 4
n estuvo restringido a los números naturales 2, 3 y 4.
[µ − mσ, µ + mσ]
(4)
L = 2n
(1)
2. Se recorre cada imagen, en su totalidad, usando la
vecindad construida anteriormente. En este recorrido
la posición, dentro de la referida vecindad, del vóxel
objeto de estudio [p(i, j, k)] se establece mediante la
ecuación 2 donde H representa la capa central de la
vecindad
p(i, j, k) = (L/2, L/2, H)
(2)
donde: m es un escalar arbitrario, µ y σ son la media y la
desviación estándar de los niveles de gris, respectivamente,
calculadas sobre cierta vecindad inicial 3D del vóxel objeto de estudio. Esta vecindad inicial 3D se construye a partir del vóxel semilla, tiene forma de caja rectangular y su
tamaño (tamV ecIni) depende del parámetro r de acuerdo
a la ecuación 5
3. Se compara el nivel de gris de [p(i, j, k)] con el de sus
vecinos pz de acuerdo a la ecuación 3
tamV ecIni = 2r + 1
(5)
donde: r es un escalar arbitrario.
Para entonar el crecimiento de regiones se consideran los
donde u es un número real arbitrario denominado um- parámetros m y r. Al parámetro r se le asignaron todos los
bral el cual se establece, generalmente, de forma heurís- valores comprendidos entre 0.5 y 9.5 con un tamaño de paso
tica.
0.5; mientras que a m se le asignaron los valores comprendidos entre 0.1 y 10 con un paso de 0.1.
4. Se halla la media aritmética de los niveles de gris de los
La selección de la semilla se hace de forma manual, se
píxeles que cumplan con la condición establecida en la
toma la capa donde el LV tenga mayor área visual y se ubica
ecuación 3. El nuevo nivel de gris de p(i, j, k) viene
en el centro de éste.
dado por la media aritmética.
Los valores para entonar el crecimento de regiones reCon el propósito de obtener los parámetros óptimos del fil- quieren de la realización de una prueba piloto. Esta prueba
tro implementado se realizó un proceso de entonación de los consiste en hacer algunos ensayos de segmentación de bases
escalares u y n los cuales controlan el desempeño de la técni- filtradas tomando como referencia la semilla ya establecida.
ca de filtraje utilizada (medias deslizantes). La entonación se En cada base se hicieron experimentos no exhaustivos condurealizó tomando un volumen de la base de datos filtrando va- centes a obtener los valores optimos que permiten segmentar
riando los valores de u y n, luego se realiza la umbralización el ventrículo izquierdo en el mayor número de capas de cada
y segmentación del LV descrita a continuación y se toma co- volumen teniendo la precaución de que la segmentación no
mo valor óptimo de u y n el que obtenga mayor coeficiente incluya otras estructuras. Como resultado de este proceso se
de Dice.
obtuvo para r un valor de 9.5 y para m un valor de 2.5.
|p(i, j, k) − pz | < u
(3)
1.3 Umbralización del Ventrículo Izquierdo (LV). Para
1.5 Etapa de Validación. Luego de efectuado el proceumbralizar una imagen es necesario tener un valor de refe- so de segmentación del LV se cuantifica la calidad de direncia que permita separar las regiones de interés presentes. cho proceso. Para ello, se compararon las segmentaciones
105
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
obtenidas mediante el algoritmo propuesto y la segmentación
manual realizada por un cardiólogo. Las métricas utilizadas
para generar la referida cuantificación fueron el coeficiente
de Dice, error de área y de contorno. Las ecuaciones que rigen
estas métricas son presentadas en [7, 8].
Los valores para los parámetros óptimos fueron aquellos
para los cuales se obtuvo el mayor coeficiente de Dice sobre
el instante diástole. Estos valores se usaron para segmentar
varias bases de datos en los instantes diástole y sístole.
RESULTADOS
Figura 3. Volumen segmentado en el instante diástole.
Los resultados cualitativos derivados de la etapa de filtrado 3D se pueden apreciar en la figura 1. En ella, se observa la
imagen filtrada que se obtiene con los valores de parámetros
óptimos, se aprecia un agrupamiento adecuado de las zonas
correspondientes al LV. Los valores de parámetros óptimos
son para n = 3 y u = 600 con los cuales se obtuvo un mayor
coeficiente de Dice.
En el cuadro se muestra las métricas calculadas para
tres pacientes en los instantes diástole y sístole, con un Dice
promedio en el instante diástole de 91.10 ±7.46 y en el instante sístole 86.39 ±7.38:
Tabla I. Métricas de la segmentación del LV.
Pacientes
Paciente1 Diástole
Paciente1 Sístole
Paciente2 Diástole
Paciente2 Sístole
Paciente3 Diástole
Paciente3 Sístole
Figura 1. Vista axial del instante diástole.
En la figura 2 se observa la imagen axial después de umbralizar el LV, tambien se visualiza el ventrículo derecho ya
que los niveles de gris son similares. A partir de este imagen
se procede a segmentar el LV.
Error Área Error Contorno
0.53 %
7.69 %
12.67 %
26.87 %
5.51 %
8.44 %
8.56 %
14.12 %
6.63 %
33.86 %
31.49 %
36.11 %
Dice
95.15 %
87.37 %
95.66 %
93.23 %
82.49 %
78.57 %
CONCLUSIONES
El algoritmo propuesto logra segmentar de manera óptima el ventrículo izquierdo, obteniendose un Dice promedio de 88.75 ± 7.12. El proceso de filtrado es indispensable
para obtener una buena segmentación del LV ya que permite
suavizar la imagen reduciendo el nivel de ruido.
En el proceso de umbalización del LV, a partir del punto P
se toma un rango que en algunas bases de datos puede generar
algunas pérdidas de vóxeles en el borde del LV lo que incide
en el Dice calculado.
Debido a la forma triángular del LV en el instante sístole
Figura 2. Vista axial del instante diástole después del proceso de
el coeficiente de Dice promedio es menor respecto al instante
umbralización.
diástole.
Como trabajo a futuro se pretende aplicar diversas técniEn la figura 3 se muestra el volumen segmentado del LV
cas de filtrado y compararlas entre si, igualmente extenderla
en el instante diástole.
para un ciclo cardiaco completo.
AGRADECIMIENTOS
Este trabajo fue realizado gracias al apoyo del Decanato
de Investigación de la Universidad Nacional Experimental del
Táchira, San Cristobal, Venezuela.
106
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
REFERENCIAS
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107
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
ESTRATEGIA PARA LA SEGMENTACIÓN DE LA AURÍCULA
DERECHA EN TOMOGRAFÍA CARDÍACA
Yoleidy Huerfano1, Miguel Vera1, Antonio Bravo2, Atilio Del Mar3, Rubén Medina4.
Laboratorio de Física, Universidad de los Andes, Táchira, Venezuela.
Grupo de Bioingeniería, Universidad Nacional Experimental del Táchira, Táchira, Venezuela.
1
2
3
4
Instituto de Bioingeniería y Diagnóstico Sociedad Anónima (IBIDSA), San Cristóbal, Venezuela.
Escuela de Ingeniería como investigador PROMETEO, Universidad de Cuenca, Cuenca, Ecuador.
email: [email protected]
RESUMEN
En este trabajo se propone una estrategia para la segmentación automática de la aurícula derecha (AD) aplicada
sobre imágenes cardiacas 3–D, de tomografía computarizada multi–corte, pertenecientes a un mismo paciente. Tal
estrategia consta de las etapas de preprocesamiento y segmentación. La etapa de preprocesamiento incluye dos
fases. En la primera, para elevar la calidad de las imágenes, se emplea una técnica denominada realce por
similaridad. En la segunda, se utilizan paradigmas de aprendizaje para definir una región de interés que aísla la AD
de estructuras anatómicas circundantes. La etapa de segmentación considera las imágenes preprocesadas y una
técnica variacional basada en conjunto de nivel (level set) para generar la morfología 3–D de la AD. Desde la
óptica cualitativa, se puede afirmar que la estrategia propuesta permite obtener las segmentaciones de la AD, a lo
largo de todo el ciclo cardiaco (desempeño intra–sujeto). Tales segmentaciones puede ser útiles para la
planificación de procedimientos clínicos diseñados para abordar ciertas enfermedades cardiacas.
Palabras Clave: Aurícula derecha, Tomografía Computarizada, Realce por similaridad, Segmentación.
1.
INTRODUCCION
El monitoreo y la cuantificación de la función cardiovascular es muy importante en el diagnóstico y
tratamiento de las enfermedades cardiacas, consideradas
como la primera causa de muerte en el mundo [1]. Entre tales enfermedades se tiene la hipertensión pulmonar
(HTP) la cual está vinculada con presiones medias elevadas (tanto para el pulmón como para la AD), disminución del índice cardiaco y disfunción tanto del ventrículo
derecho (VD) y como de la AD [2]. Así mismo, enfermedades tales como el aumento de tamaño de las aurículas y la fibrilación auricular pueden ser abordadas usando procedimientos clínicos cuya planificación requiere
modelos 3–D, usualmente, construidos a partir de la segmentación de las aurículas [4]. En el contexto médico,
tal segmentación es obtenida por expertos cardiólogos
mediante la aplicación de procesos manuales engorrosos
los cuales ameritan el empleo de un tiempo excesivo. Por
ello, se han desarrollado técnicas computacionales en diversas modalidades de imagenología cardiaca para segmentar las estructuras cardiacas. Así, Zhuang et al. [3],
usaron técnicas de registro para segmentar las 4 cavidades cardiacas en imágenes de resonancia magnética
(RMI). Estas técnicas se aplicaron sobre 37 bases de
datos, obteniéndose un coefiente de Dice (CD) de 0.84
± 0.05 para la segmentación de la AD. Chen et al. [4],
proponen una técnica, basada en modelos de apariencia
108
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
activa y level set, para segmentar la AD en imágenes de
RMI. Estos autores no reportaron ninguna métrica que
permita inferir la calidad de la técnica propuesta. En
[5], se propone una técnica automática para segmentar
las aurículas en imágenes de tomografía computarizada
multi–corte (MSCT) cardiaca, utilizando atlas y técnicas
de registro. El error promedio de correspondencia entre
superficies fue de 0.53 mm y de 0.18 mm para la aurícula
izquierda y derecha, respectivamente. Por otra parte, este
trabajo es una extensión de [6]. Los principales aportes
son: a) Definición automática de una región de interés
para aislar la AD. b) Segmentación automática la AD.
c) Evaluación de la robustez, ante la variabilidad intra–
sujeto, de la técnica propuesta
cuadráticas, intra e inter volumétrica, de los vecinos directos del vóxel analizado. Tales imágenes
son luego procesadas con un filtro Gausiano, el
cual permite obtener una imagen suavizada en la
cual se preservan los bordes y se realza la información interna a ellos.
Etapa de preprocesamiento
Filtro
promediador
Imágenes
MSCT
2.1.
Filtro
Gausiano
Región
de
interés
Imágenes
pre-procesadas
Filtro
top hat
METODOLOGIA
2.
Función de
similiraridad
Realce por similaridad
Figura 1: Esquema general para la técnica de pre–procesamiento
Descripción de la base de datos utilizada
propuesta.
La base de datos (BD) considerada fue adquirida por
MSCT cardiaca y considera la sincronización retrospectiva, con el electrocardiograma, para la reconstrucción
volumétrica de la región del tórax que contiene las estructuras que componen el corazón. Esta BD posee 20
instantes que corresponden a las fases de un ciclo cardiaco completo. Cada instante tiene una resolución espacial de de 512×512×326 con vóxeles de tamaño: 0.4882
mm × 0.4882 mm × 0.3999 mm.
2.2. Preprocesamiento
La etapa de preprocesamiento permitió el acondicionamiento adecuado de las imágenes que componen
la BD considerada. A continuación se describen las fases que se utilizaron para desarrollar esta etapa.
1. Fase de filtrado.
En la figura 1, se ha destacado mediante un recuadro la etapa de filtrado basada en realce por
similaridad [6]. Este tipo de realce consiste en
aplicar a las imágenes correspondientes a los 20
instantes del ciclo cardiaco, de manera independiente, un filtro promediador y un filtro top hat.
En [6] se describe, detalladamente, cada uno de
estos filtros. Considerando las imágenes filtradas,
una función de similaridad genera imágenes de
similaridad calculando la suma de las diferencias
109
2. Fase para la definición de una región de interés.
La alta similitud de la intensidad de los niveles de gris de los vóxeles que conforman la arteria pulmonar, la aurícula derecha y el VD, requiere la colocación de planos que faciliten la segmentación de la AD. Ello requiere la elección de
ciertos puntos de referencia los cuales se hacen
coincidir con: la unión de la válvula pulmonar–
VD (P1), la unión de la válvula tricúspide–VD
(P2) y un punto ubicado en el ápex del VD (P3).
Estos puntos se muestran en la figura 2 y permiten construir 2 planos denominados: tricúspide y pulmonar. Para la colocación automática de
tales planos se lleva a cabo lo siguiente: a) Las
imágenes filtradas son remuestreadas al tamaño
64×64, considerando una técnica basada en interpolación cúbica. b) Los puntos de referencia
P1, P2 y P3 son localizados en las imágenes
remuestreadas. c) Se entrenan LSSVM [7] para
identificar, de manera automática, dichos puntos.
Para ello se realizó el siguiente proceso:
(a)
Figura 2:
(b)
(c)
El centro de los círculos muestra la ubicación de los
puntos de referencia para los planos: (a) P1. (b) P2. (c) P3.
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Se construyeron los respectivos conjuntos de de las imágenes filtradas, la cual evoluciona con base en
parámetros de suavidad y curvatura para minimizar una
entrenamiento y validación.
Las variables que le permiten a las LSSVM ecuación en derivadas parciales que se resuelve numériaprender la superficie de decisión, se cal- camente [8].
cularon eligiendo radios de 10 píxeles a
partir de los cuales se construyeron vecindades circulares, que contienen los puntos
de referencia y otras que no los contienen.
Tales vecindades fueron generadas sobre
imágenes de entrenamiento y permitieron la
configuración de vectores conformados por
los atributos: media, varianza, desviación estándar y mediana.
RESULTADOS
La figura 4, muestra resultados cualitativos correspondientes a una imagen original y a una filtrada con
la técnica de realce por similaridad la cual considera en
su fase final un suavizado Gausiano. En ella se aprecia
como se ha reforzado la información interna presente en
Considerando el plano axial de las imágenes cada estructura cardiaca.
de validación, se hizo la detección de los
puntos de referencia de la siguiente forma:
a) Detección de P1 y P2: Las LSSVM entrenadas para tal fin buscan estos puntos desde el ecuador, de cada DB filtrada, hasta la
base de la misma. b) Detección de P3: La
(a)
(b)
LSSVM entrenada para tal fin busca el punto P3 desde el ecuador, de cada DB filtrada,
hasta el ápex del VD.
Las coordenadas producidas por las
LSSVM, para cada punto detectado, fueron
trasladas a las imágenes de tamaño original generando imágenes en las que la AD
quedó aislada de otras estructuras cardiacas
cercanas, como lo muestra la figura 3.
Figura 4:
(c)
(d)
Imágenes de MSCT procesadas con la función de similaridad
3–D. Vista: (a) Coronal de imagen Original. (b) Coronal de imagen procesada
con la función de similaridad. (c) Sagital de imagen Original. (d) Sagital de
imagen procesada con la función de similaridad.
(a)
En la figura 5, se aprecia una excelente representación 3–D de la AD segmentada en los 20 instantes
que conforman el ciclo cardiaco completo.
(b)
Figura 3: Vista axial para: (a) Imagen filtrada. (b) Imagen
2.3.
cortada en la que se define una región de interés propicia para
la segmentación de la AD.
Segmentación
Con el propósito de obtener la morfología de la AD,
a las imágenes pre–procesadas les fue aplicado una técnica de segmentación basada en conjunto de nivel (level
set). Los level set fueron introducidos en [8] y deforman estructuras geométricas definidas implícitamente,
denominadas interfases, para segmentar objetos de interés. En el espacio 3–D, el level set es inicializado me- Figura 5: Representación volumétrica, para un ciclo cardiaco completo,
diante una isoesfera, ubicada inicialmente en el ecuador de la AD segmentada luego de aplicar la estrategia propuesta.
110
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
CONCLUSIONES
REFERENCIAS
La estrategia propuesta permite generar la segmentación 3–D de la AD. Tal segmentación puede ser
considerada para el diseño de modelos tridimensionales
que permitan abordar, clinicamente, enfermedades como
la fibrilación auricular derecha mediante, por ejemplo,
procedimientos de ablación.
El uso de atributos estadísticos permitió un desempeño eficiente de las LSSVM en la detección de los puntos de referencia que definen la región de interés.
En el futuro inmediato, se tiene previsto realizar una
validación más completa que permita, por una parte,
analizar el desempeño de la estrategia propuesta ante la
variabilidad inter–sujeto y, por la otra, evaluar la función
auricular derecha mediante la estimación de descriptores
cardiacos tales como los volúmenes diastólico y sistólico final, el volumen latido, la fracción de eyección y el
gasto cardiaco. Todo ello, considerando las segmentaciones manuales, realizadas por un cardiólogo, de las aurículas derechas pertenecientes a la BD utilizada. Estas
segmentaciones constituyen las imágenes de referencia,
que se emplean en el cálculo de ciertas métricas necesarias para validar el desempeño de estrategias de segmentación. En total se tiene previsto emplear un total de
22 bases de datos que permitirán evaluar la robustez de
la estrategia propuesta.
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AGRADECIMIENTOS
[2] Tazar J., Álvarez M. (2012): Quantification of Right
Ventricular Function in Pulmonary Hypertension,
Rev. Fed. Arg. Cardiol. 41(2): pp 89–95.
[3] Zhuang X., Rhode K., Razavi R., Hawkes D.,
Ourselin S. (2010): Registration-based propagation
framework for automatic whole heart segmentation
of cardiac mri, IEEE Trans. Med. Imag. 29(9): pp
1612–1625.
[4] Chen S., Kohlberger T., Kirchberg K. (2011): Advanced level set segmentation of the right atrium in
magnetic resonance, in: Proceedings of the SPIE–
The International Society for Optical Engineering,
Volume 7964, (SPIE Homepage). New York, USA.
pp 89-92.
[5] Neher P., Barschdorf H., Dries S., Weber F., Krueger
M., Dössel O., Lorenz C.(2011): Functional Imaging and Modeling of the Heart. Automatic Segmentation of Cardiac CTs – Personalized Atrial Models
Augmented with Electrophysiological Structures,
Lecture Notes in Computer Science, Springer Berlin
Heidelberg, pp. 80–87.
[6] Bravo A., Clemente J., Vera M., Avila J., Medina
R. (2010): An hybrid boundary region left ventricle
segmentation in computed tomography, in: 5th VISAPP, Angers, France, pp 107–114.
Los autores agradecen al proyecto ECOS-NORD- [7] Suykens J., Van Gestel T., De Brabanter. J. (2002):
Least Squares Support Vector Machines, World SciFONACIT PI-20100000299, al CDCHTA de la Univerentific Publishing Co., UK.
sidad de Los Andes por financiar el proyecto NUTAC-29-15-02, al Vicerectorado de la ULA-Táchira por [8] Osher S., Sethian J. (1988): Fronts propagating
el apoyo financiero y a H. Le Breton y D. Boulmier
with curvature dependent speed: algorithms based
on Hamilton–Jacobi formulations, Computational
del centro CardioPneumologico, en Rennes–Francia, por
Physics, pp 17–33.
suministrar la base de MSCT cardiaca.
111
Procesamiento Digital de Bioseñales
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
CLASIFICACIÓN DE ESTÍMULOS ADYACENTES EN EL DELETREADOR
P300
G. A. Ceballos
Centro de Ingeniería Biomédica y Telemedicina, Facultad de Ingeniería, Universidad de Los Andes, Merida, Venezuela.
e-mail: [email protected]
RESUMEN
El deletreador P300 se basa en la visualización en pantalla de una matriz de símbolos agrupados en filas y columnas que
parpadean de manera aleatoria. El usuario observa las letras deseadas en pantalla y un sistema computacional las detecta
mediante el análisis de los potenciales cerebrales evocados. Se ha argumentado que los estímulos provenientes de las
adyacencias del símbolo atendido entorpecen el proceso de clasificación. Se propone una combinación lineal de
clasificadores del tipo Step Wise Linear Discriminant Analysis (SWLDA) para clasificar la respuesta a la intensificación de
las filas inferior y superior; y las columnas a la izquierda y derecha del símbolo atendido. El método se probó en modo fuera
de línea en una base de datos abierta de la Universidad Autónoma Metropolitana de México. La inclusión de la clasificación
de la respuesta a los estímulos adyacentes en el método clásico mejoró la velocidad de deletreo en un 24%.
Palabaras Claves: Interfaces Cerebro Computadora, deletreador P300, estímulos adyacentes
ejemplo, Fazel-Rezai [2] y Townsend et al [3] reportan que
el parpadeo de los estímulos adyacentes al atendido y la
atención prestada a estos por parte del usuario es una de las
principales fuentes de error en el deletreador clásico.
Tomando en cuenta que los estímulos visuales se mapean
retinotópicamente a zonas específicas en la corteza visual
primaria (en el lóbulo occipital del cerebro), en este trabajo
se intenta discriminar las respuestas a los estímulos
adyacentes (no atendidos) con la idea de incluir esa
información en la detección clásica del símbolo atendido,
la cual se realiza considerando la discriminación entre
estímulo atendido y no atendidos. Se entrenaron cuatro
clasificadores de estímulos adyacentes: fila superior versus
resto de estímulos, fila inferior versus resto de estímulos,
columna izquierda versus resto de estímulos y columna
derecha versus resto de estímulos. Finalmente, se
combinaron los puntajes de clasificación con el del
clasificador clásico. El método propuesto se evaluó en una
base de datos de 25 personas, generada en la Universidad
Autónoma Metropolitana (UAM, México), que se
encuentra disponible de manera abierta en internet [4]. Se
realizó una comparación del método propuesto con el
método clásico calculando la precisión con repetición de
secuencias y la velocidad de deletreo.
INTRODUCCIÓN
Las interfaces cerebro computadora (BCI) son sistemas
diseñados para servir de vía de comunicación con el medio
a personas que no pueden hablar, moverse o expresar sus
intenciones adecuadamente debido al padecimiento de
enfermedades como la esclerosis lateral amiotrófica,
accidentes cerebro-vasculares o lesiones medulares. El
sistema deletreador P300 propuesto por Farwell y Donchin
[1] permite la escritura de palabras mediante la
visualización de cada letra en una matriz mostrada en
pantalla. En este sistema las columnas y las filas de la
matriz parpadean en orden seudoaleatorio mientras el
sujeto mira y presta atención sólo a la letra que desea
escribir en pantalla. Los electrodos colocados en el cráneo
capturan los potenciales relacionados a eventos (ERP,
Event related potential) y un software especializado
analiza, en línea, las señales cerebrales para detectar cual
fila y cual columna están siendo miradas por el usuario. En
base a esta información el sistema va seleccionando
secuencialmente las letras atendidas por el usuario y las va
escribiendo en pantalla.
En los últimos años han surgido algunas modificaciones
para intentar mejorar la eficiencia del sistema, aún así, la
gran mayoría de las investigaciones sobre el deletreador
P300 se basan en la distinción entre estímulos atendidos y
no atendidos y no se ha estudiado con suficiente detalle la
información contenida en los estímulos visuales
provenientes de las adyacencias del símbolo mirado en
pantalla. Lo más cercano al estudio de la estimulación en la
periferia del símbolo atendido tiene que ver con efectos
adversos producidos por este tipo de estímulos. Por
METODOLOGÍA
En la base de datos UAM se registra la señal
electroencefalográfica en 10 electrodos a una frecuencia de
muestreo de 256 Hz. La matriz de visualización de
símbolos mostrada en pantalla consta de 6 columnas y 6
filas. Cada sujeto asistió a 4 sesiones. La sesión 1 consta de
113
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
de la fila/columna i. wT es el vector de pesos de
clasificación transpuesto y si(j) es el puntaje de clasificación
de la respuesta xi(j). J es la cantidad de secuencias de
repetición o intentos tomados en cuenta. Note en (1), que
sumar las salidas del clasificador lineal para varios
estímulos del mismo tipo (misma fila o columna i, distintas
secuencias j) es equivalente a clasificar una versión
promedio del tipo de estímulo i. Analizando la respuesta a
los estímulos de J secuencias para las 6 filas y de J
secuencias mas para las 6 columnas, se obtiene una
predicción de la fila y la columna atendidas que sirven para
estimar el símbolo de la matriz atendido por el usuario. El
vector de características xi(j) se construye concatenando las
señales correspondientes a una época en particular de todos
los
canales
seleccionados
de
la
señal
electroencefalográfica. Previamente se ha restado la media
a cada época en cada canal. Finalmente, se normalizan los
vectores de características respecto a su varianza.
El clasificador wT se obtiene usando Stepwise Linear
Discriminant Analysis (SWLDA), [5], el cual se basa en la
construcción de un modelo de regresión multilineal
mediante pasos iterativos de inclusión y exclusión de las
características mas significativas en el proceso de
clasificación. El clasificador SWLDA se implementó
mediante la función stepwise en Matlab R2012b. El efecto
de la exclusión de las variables no significativas se hizo
efectivo asignando 0 a los coeficientes correspondientes en
el vector w de pesos de clasificación. El vector w
encontrado en el proceso de entrenamiento se usa tanto
para clasificar respuestas a estímulos provenientes del
parpadeo de filas como de columnas.
3 palabras en modo copia y se usa para entrenar el
clasificador (ver Figura 1). Las siguientes sesiones se hacen
con retroalimentación y se usan para probar el algoritmo.
La información detallada sobre esta base de datos se
encuentra disponible en la siguiente dirección [4]:
http://akimpech.izt.uam.mx/p300db.
DELETREADOR P300.
Figura 1. Matriz de deletreo en modo copia.
Durante lo que llamaremos una secuencia de
estimulación o intento se intensifica una vez cada fila y
cada columna en orden aleatorio (ver figura 1). La
intensificación dura 62,5 ms. El tiempo que transcurre
entre el apagado de un estímulo y el inicio del estímulo
siguiente es de 125 ms (tiempo inter-estímulo, ISI). Debido
a la baja relación señal a ruido que presentan las respuestas
a un solo estímulo es necesario repetir las secuencias de
estimulación para obtener varios intentos y así usar la
promediación de las respuestas para cancelar el ruido
decorrelacionado. Con 15 secuencias o repeticiones, el
usuario debe contar mentalmente hasta 30 parpadeos por
letra atendida. El sistema genera 180 estímulos visuales
(12x15) por letra a escribir. El tiempo de pausa entre el
deletreo de letras contiguas en una palabra fue de 4 s. Para
analizar temporalmente las ondas y hacer la promediación
es necesario extraer el tiempo correspondiente a una época,
que es el tiempo desde el inicio de cada intensificación
hasta unos 600ms después. Si el ISI es bajo (decenas o
centenas de milisegundos), cada época tendrá información
de varios estímulos pero el efecto de promediación
solventa en gran medida el efecto de solapamiento de las
respuestas.
La solución a la ecuación (1) estima el número de
fila/columna atendida:
⎛ J
⎞
( )
( )
r = argmax⎜ ∑ si( j ) ⎟ , si j = w T xi j , i = 1,K,6
⎜
⎟
i
⎝ j =1
⎠
COMBINACIÓN DE LOS CLASIFICADORES
En el método clásico, se seleccionan la fila y la
columna con máximos puntajes de clasificación. El puntaje
correspondiente a cada fila o columna viene dado
directamente por la proyección de la repuesta al estímulo al
vector de pesos de clasificación w, ver la ecuación (1). En
cambio, el método propuesto suma al puntaje clásico la
contribución de los puntajes correspondientes a la
clasificación de los estímulos inmediatamente adyacentes,
ver (2). Para el cálculo del puntaje total de la columna 1,
por ejemplo, sólo se adiciona la contribución del puntaje de
clasificación de la columna a su derecha (la columna 2),
mientras que para las columnas 2 a 5 se incluye el puntaje
de clasificación de la columna a la izquierda y de la
columna a la derecha.
Para obtener el puntaje de clasificación de la respuesta
a los estímulos adyacentes se usa SWLDA (60
características, tolerancia de entrada: p < 0,1 y tolerancia
de salida: p > 0,15). Se entrenan cuatro clasificadores
adicionales al clásico dado por w, uno para cada tipo de
estímulo adyacente, columna derecha (wd), columna
izquierda (wI), fila superior (ws) y fila inferior (wf) . Para
(1)
donde xi(j) es un vector de características a clasificar,
correspondiente a la respuesta a la j-ésima intensificación
114
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
VELOCIDAD DE DELETREO
estimar la fila atendida se sustituye en la ecuación (1) el
nuevo puntaje definido por la ecuación (2):
[
]
[
]
⎛⎧
w T x i( j ) , kw Tf x i(+j 1)
⎜⎪
⎪
si = mean ⎜ ⎨ kw sT xi(−j1) , w T x i( j ) , kw Tf x i(+j 1)
⎜
⎜ ⎪⎪
kw sT x i(−j 1) , w T x i( j )
⎝⎩
[
]
La ecuación 3 muestra la fórmula usada para calcular la
velocidad de deletreo (Símbolos/min, [3]). Tsec es la
duración de una secuencia o intento en segundos
(12×0,1875), NS es el número de secuencias de
estimulación, TPS es el tiempo de pausa entre selecciones
de símbolos (4 s) y Pe es la probabilidad de error en la
clasificación de símbolos (1-Precisión).
⎞
⎟
si i ∈ {2...5}⎟ (2)
⎟
si i = 6 ⎟
⎠
si i = 1
De manera análoga, para estimar la columna atendida
por el usuario se usa una definición de puntaje de
clasificación como el de la ecuación (2) pero usando los
vectores wI y wd en lugar de ws y wf. El valor de k modula
en que proporción se usa la información de los estímulos
adyacentes respecto a la del clasificador clásico. Se evaluó
el desempeño para valores de k entre 0 y 3 (con pasos de
0,1) y se consiguió que para k igual a 1 se logra el máximo
desempeño.
S
PS
(3)
El valor óptimo se escoge como la máxima velocidad
de deletreo para distintos números de repeticiones. La
mejora promedio en la velocidad de deletreo fué de
0.95±0.7 Símbolos/min (t-student pareado, p < 10-6), la
cual representa un incremento del 24% respecto al método
clásico. Este resultado implica una disminución promedio
de una repetición en la cantidad óptima de secuencias
necesarias para el deletreo (4 para el método clásico y 3
para el método propuesto).
Para una revisión de resultados adicionales en esta
investigación y para visualizar las formas de onda de los
potenciales visuales evocados correspondientes, el lector
puede referirse a [6].
RESULTADOS
PRECISIÓN CON REPETICIÓN DE SECUENCIAS
En la figura 2 se muestra el promedio con error estándar
de la media de las curvas de precisión con repetición de
secuencias para los 25 sujetos. Los incrementos del método
propuesto sobre el clásico son mayores para las primeras
secuencias. Se realizó un análisis de varianza (ANOVA)
con medidas repetidas,
dos factores (Número de
secuencias y Método), variable dependiente precisión con
repetición de secuencias y usando un intervalo de confianza
de 0,95. La prueba reveló una diferencia estadísticamente
significativa (Método, F(1,24)=34.44, p < 0,001) entre el
método propuesto y el clásico. Se realizaron pruebas de tstudent pareadas con corrección de Bonferroni (
0,05/15) entre los dos métodos para cada número de
secuencia.
Estas
pruebas
mostraron
diferencias
significativas entre la precisión de ambos métodos para las
secuencias 1 a 6 (t(24) > 3,4 para todos, p < 0,0033 para
todos).
DISCUSIÓN
Townsend et al [3x, 7] propusieron un paradigma de
presentación de los estímulos visuales diseñado
específicamente para reducir dos tipos de errores (por
distracción hacia las adyacencias y por doble parpadeo). En
este
paradigma
los
símbolos
que
parpadean
simultáneamente se agrupan de una manera distinta a filas
y columnas evitando que símbolos adyacentes parpadeen al
mismo tiempo. Ellos reportaron una velocidad de deletreo
de 4,51 Símbolos/min con el paradigma Checkerboard
(CBP) y de 5,07 Símbolos/min para el paradigma Five
Flash (FFP, [7]). En nuestro caso se obtuvo una velocidad
de deletreo de 4,85 Símbolos/min, el cual supera a CBP y
es menor que el de FFP, sin embargo, es importante
mencionar que en nuestro trabajo se incrementa la
velocidad en 0,97 Símbolos/min sin modificar el esquema
de presentación de estímulos. En otras palabras, el objetivo
principal de este trabajo no es proponer un paradigma de
mayor rapidez que los existentes en la literatura actual sino
mostrar que la respuesta a los estímulos adyacentes
contienen información útil acerca de la ubicación espacial
del estímulo atendido. Si se aplica el concepto nuevo de
clasificar la respuesta a estímulos adyacentes en CBP, FFP
y otros paradigmas basados en matrices de símbolos se
pudiera mejorar la precisión de la clasificación y por tanto
la velocidad de deletreo. Es decir la aplicación de nuestro
método puede ayudar a reducir los errores por distracción
Figura 2. Precisión con repetición de secuencias en la
base de datos UAM.
115
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
hacia las adyacencias que todavía no están resueltos con los
paradigmas antes mencionados.
El deletreador P300 clásico es dependiente de la
mirada, es decir, requiere que el paciente conserve buen
control en los músculos oculares para dirigir su mirada
exactamente al símbolo deseado. En pacientes con una
parálisis mas severa, o con síndrome locked-in, se requiere
de deletreadores como Hex-o-Spell [8] o GeoSpell [9], que
no exigen el movimiento de los ojos para su
funcionamiento. Aún así, requieren de atención espacial a
zonas específicas de la perferia del campo visual.
Las componentes tempranas del ERP visual son
moduladas tanto por la dirección de proveniencia del
estímulo visual en los alrededores del punto observado en
pantalla [10, 11] como por la atención que el sujeto presta a
esas zonas. De esta manera, el método propuesto pudiera
ser adaptado también a los nuevos paradigmas de interfaces
cerebro computadora que trabajan con independencia de la
dirección de la mirada, siempre y cuando se basen en la
estimulación de la periferia cercana al punto de fijación.
Esto permitiría aprovechar las peculiaridades de los
potenciales evocados visuales debido a la procedencia
espacial del estímulo y/o a la dirección de la atención.
[3] Townsend G., LaPallo B., Boulay V., Krusienski D.,
Frye G., Hauser C., Schwartz N., Vaughan T., Wolpaw J.,
y Sellers E. (2010): A novel P300-based brain-computer
interface stimulus presentation paradigm: moving beyond
rows and columns, Clinical Neurophysiology, 121(7): pp
1109–1120.
[4] Ledesma-Ramirez C., Bojorges-Valdez E., YáñezSuarez O., Saavedra C., Bougrain L. y Gentiletti G. (2010):
An Open-Access P300 Speller Database, Fourth
International Brain-Computer Interface Meeting, Asilomar,
California, USA.
[5] Draper N. y Smith H. (1981): Applied Regression
Analysis, 2nd ed., Wiley.
[6] Ceballos G. y Hernández L. (2015): Non-target
adjacent stimuli classification improves performance of
classical ERP-based brain computer interface, Journal of
Neural Engineering, 12(2)2: 026009.
[7] Townsend G., Shanahan J., Ryan D., y Sellers E.
(2012): A general P300 brain-computer interface
presentation paradigm based on performance guided
constraints, Neuroscience Letters, 531(2): pp 63–68.
[8] Treder M. y Blankertz B. (2010): (C)overt attention
and visual speller design in an ERP-based brain-computer
interface, Behavioral and Brain Functions, 6: pp 28.
[9] Aloise F., Aricò P., Schettini F., Riccio A., Salinari S.,
Mattia D., Babiloni F., and Cincotti F. (2012): A covert
attention P300-based brain-computer interface: Geospell,
Ergonomics, 55(5): pp 538–551.
[10] Mangun G., Hillyard S., y Luck S. (1993):
Electrocortical Substrates of Visual Selective Attention,
Attention and Performance XIV, Eds. The Mit Press, pp
219–243.
[11] Hillyard S., Vogel E., y Luck S. (1998): Sensory
gain control (amplification) as a mechanism of selective
attention: electrophysiological and neuroimaging evidence,
Philosophical Transactions of the Royal Society B:
Biological Sciences, 353(1373): pp 1257–1270.
CONCLUSIONES
En este trabajo se logró incrementar la capacidad de
detección del método estándar de clasificación en
deletreadores basados en ERP visuales al incorporar la
información de cuatro clasificadores entrenados para
detectar los estímulos no atendidos en la periferia. Se logró
una mejora del 24% en la velocidad en simulaciones de
deletreo fuera de línea. Próximas investigaciones se
centrarían en la evaluación del método, en paradigmas
basados en independencia de la mirada y en la inclusión del
efecto de la clasificación de los estímulos adyacentes
distintos a los vecinos inmediatos.
AGRADECIMIENTO
Este trabajo fué promovido por el Fondo Nacional de
Ciencia, Tecnología e Innovación (FONACIT), número de
proyecto 2013000621.
REFERENCIAS
[1] Farwell L. y Donchin E. (1988): Talking off the top of
your head: toward a mental prosthesis utilizing eventrelated brain potentials, Electroencephalography and
Clinical Neurophysiology, 70(6): pp 510–523.
[2] Fazel-Rezai R. (2007): Human error in P300 speller
paradigm for brain-computer interface, Conference
proceedings IEEE Engineering in Medicine and Biology
Society, pp 2516–2519.
116
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
POTENCIALES RELACIONADOS A EVENTOS GENERADOS POR
ESTÍMULOS ADYACENTES EN EL DELETREADOR P300 CLÁSICO
G. A. Ceballos
Centro de Ingeniería Biomédica y Telemedicina, Facultad de Ingeniería, Universidad de Los Andes, Merida, Venezuela.
e-mail: [email protected]
RESUMEN
El deletreador P300 es un tipo de interface cerebro-computadora que se vale de la respuesta cerebral a estímulos visuales
para detectar las letras que un usuario, con problemas de movilidad y del habla, desea escribir. Tradicionalmente, su
funcionamiento se ha basado en la discriminación entre estímulos visuales atendidos (mirados por el usuario) y no
atendidos. Sabiendo que la corteza visual se activa retinotópicamente se analizaron las respuestas a los estímulos adyacentes
al foco de mirada en una base de datos abierta de la Universidad Autónoma Metropolitana de México para indagar si se
aprecian respuestas diferenciadas en las señales electroencefalográficas de acuerdo a la ubicación espacial de la fuente del
estímulo. Se encontraron diferencias significativas entre las respuestas a los estímulos adyacentes (fila superior, fila inferior,
columna izquierda y columna derecha). Este fenómeno electrofisiológico obviado en la literatura relacionada a este
deletreador ofrece posibilidades interesantes para el diseño de nuevos paradigmas.
Palabaras Claves: Interfaces Cerebro Computadora, deletreador P300, potenciales relacionados a eventos, estímulos
adyacentes
recientes demuestran que las componentes tempranas de
los potenciales relacionados a eventos (ERP) visuales, P1,
N1 y N2 tambien se magnifican ante un estímulo atendido,
no se han estudiado las variaciones que estas componentes
presentan en los estímulos no atendidos.
Sabiendo que la corteza visual se activa de acuerdo a un
mapeo espacial en concordancia con la estimulación de la
retina y por tanto con el campo visual, es lógico pensar que
los estímulos visuales provenientes de la periferia del foco
de mirada en el deletreador P300 generen respuestas
distintas en el EEG, al menos en los canales occipitales.
Nuestro propósito en este trabajo es averiguar si con el
montaje electroencefalográfico básico y usual usado para el
deletreador P300 se pueden observar esas diferencias.
Como los estímulos no atendidos en el deletreador son
totalmente lateralizados o pertenecientes exclusivamente a
uno de los dos hemisferios verticales del campo visual
(superior e inferior), los datos recolectados en un
experimento regular del deletreador P300 son ideales para
estudiar el fenómeno del cruzamiento de las vías visuales
centrales. Para nuestro propósito analizamos una base de
datos de 25 personas cuyos registros corresponden al
deletreo de palabras bajo el esquema clásico del deletreador
P300 y demostramos como varían algunas componentes
específicas del ERP visual de acuerdo a la ubicación
espacial del estímulo.
Para identificar esas componentes es necesario hacer, en la
próxima sección, una breve descripción de las
componentes principales del ERP visual.
INTRODUCCIÓN
En el ámbito de las interfaces cerebro-computadora, el
deletreador P300 es una de las mas populares y eficaces,
primero porque se basa en un método de adquisición por
electroencefalografía (EEG) el cual es práctico, portátil y
económico; y segundo porque se vale de la adquisición de
señales eléctricas que son generadas prácticamente por
cualquier persona sana sin necesidad de grandes esfuerzos
de entrenamiento. El sistema deletreador P300 propuesto
por Farwell y Donchin [1] permite la escritura de palabras
mediante la visualización de cada letra en una matriz
mostrada en pantalla. Las columnas y las filas de la matriz
parpadean en orden seudoaleatorio mientras el sujeto mira
y presta atención sólo a la letra que desea escribir en
pantalla. Cada vez que parpadea la fila o la columna a la
que pertenece la letra que el sujeto mira se generan
potenciales eléctricos distintos a los generados cuando
parpadean filas y columnas que no están siendo atendidas.
Desde su aparición en 1988, el funcionamiento del
deletreador se ha basado en la discriminación entre
estímulos visuales atendidos y no atendidos por parte del
usuario. Es frecuente la aparición de gráficas en la
literatura en las que se muestra el promedio de las
respuestas a los estímulos atendidos y se compara con el
promedio de la respuesta a los estímulos no atendidos. En
esta comparación usualmente se hace énfasis en la
componente P300 aumentada para los estímulos atendidos
respecto de los no atendidos. Aunque investigaciones
117
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
estímulos inmediatamente adyacentes a cada letra mirada
(fila superior, fila inferior, columna izquierda y columna
derecha). Ver la figura 1, donde se representa la atención
de la letra J por parte del usuario y se marcan las filas y
columnas adyacentes para esa letra en particular. Obsérvese
la intensificación de la fila inferior.
DESCRIPCIÓN DE LAS COMPONENTES DEL ERP
VISUAL
La componente P1 es una onda positiva cuyo pico
generalmente está entre 100 y 130 ms después del inicio
del estímulo visual y es sensible tanto a la dirección de la
atención espacial [2] como a los niveles en el estado de
alerta [3].
N1 es una onda negativa que tiene al menos dos
componentes tardías entre 150 y 200 ms observables en los
electrodos posteriores y su amplitud está influenciada por
la atención espacial [2], específicamente la componente
occipito-lateral es mayor en tareas de discriminación
cuando se compara con la producida en tareas de detección,
por lo que su generación se asocia a procesos
discriminativos [3]–[5]. La amplitud de N1 en electrodos
occipitales no parece depender de las características físicas
del estímulo sino de la orientación espacial [6].
La onda N2 aparece a los 200-350ms, y tiene varias
componentes. La componente N2c (o posterior N2) es mas
grande para categorías de estímulos poco frecuentes. La
componente N2pc (posterior contralateral, 200-300ms),
aparece en los electrodos posteriores contralateralmente a
la atención de objetos en la periferia de la visión [7]–[9].
METODOLOGÍA
En la base de datos UAM [10] se registra la señal
electroencefalográfica en 10 electrodos a una frecuencia de
muestreo de 256 Hz mientras se realizan tareas de deletreo
usando el deletreador P300 (ver figura 1). Se dispone de las
respuestas a los estímulos visuales correspondientes al
deletreo de mas de 10 palabras por sujeto (mas de 9000
estímulos por sujeto). La intensificación de cada fila o
columna dura 62,5 ms y el tiempo entre el apagado de un
estímulo y el inicio del siguiente es de 125 ms (tiempo
inter-estímulo, ISI). El sistema genera 180 estímulos por
letra distribuidos uniformemente entre las filas y las
columnas de la matriz. Definiremos una época como el
tiempo desde el inicio de cada intensificación hasta 600ms
después de este. Cada época tendrá información de varios
estímulos pero el efecto de promediación solventa en gran
medida el efecto de solapamiento de las respuestas.
Se seleccionaron las épocas cuyos valores máximos
estuvieran por debajo de 200 μV para evitar artefactos
característicos de este tipo de señales; y de estas épocas se
seleccionaron aquellas que estuvieran separadas por al
menos 3 épocas del inicio de estímulos atendidos. De esta
manera se evita el solapamiento y la respectiva
interferencia producida por las componentes aumentadas de
los estímulos atendidos en los promedios de los no
atendidos. Se restó a cada época la media de los 100 ms
anteriores al comienzo del estímulo en cada canal. Los
ERPs correspondientes a los estímulos se ordenaron de
acuerdo a su posición relativa respecto al símbolo mirado
en pantalla. Luego se seleccionaron las respuestas a los
Figura 1. Matriz de deletreo y distribución de
electrodos en base de datos UAM.
RESULTADOS
En la figura 2 se muestra el estadístico R2 con signo
para cada comparación: respuestas al parpadeo de la
columna izquierda versus resto de estímulos, columna
derecha versus resto, fila superior versus resto y fila
inferior versus resto. En la parte derecha de cada gráfica se
muestra la escala vertical para R2. Como se puede observar,
para los estímulos columnas adyacentes los canales que
muestran diferencias mas significativas son los canales
parieto-occipitales PO7 y PO8, mientras que para las filas
adyacentes es Oz. En base a estas apreciaciones, se
muestran en la figura 3, el canal diferencial PO8-PO7 para
el estudio de las columnas y Oz para el estudio de las filas.
En la figura 3 se puede observar la simetría entre las
respuestas a intesificación de la columna izquierda y la
derecha y las de la intensificación de la fila superior e
inferior. En el canal diferencial se puede apreciar el efecto
de un aumento de la amplitud de P1 (alrededor de 100ms),
N1 (justo antes de 200 ms) y N2pc (posterior contralateral,
después de 200 ms) en el canal contralateral al estímulo.
También se puede observar una inversión de la onda N1
entre estímulos provenientes del hemisferio superior y los
provenientes de hemisferio inferior del campo visual en el
electrodo Oz. Los instantes de tiempo en los que existen
diferencias significativas (p < 0,05) entre el estímulo
118
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
estudiado y el resto de los estímulos se marcan con una
línea segmentada en la parte superior del gráfico.
N1
N2
P1
N2
P1
N1
N1
N1
Figura 3. ERP en los canales mas significativos para los
estímulos adyacentes.
Figura 2. Discriminación de respuestas a estímulos
adyacentes versus resto de estímulos.
Respecto a los estímulos inferiores y superiores, el
análisis que hemos realizado demuestra que la respuesta a
la intensificación de la fila inmediatamente inferior al
símbolo atendido produce una respuesta en la que N1
(cercano a los 200ms) está invertida respecto a la producida
por la intensificación de la fila superior. Este efecto se
observa predominatemente en los canales occipitales y
entre estos predominatemente en Oz. Esta inversión de
polaridad es de particular interés porque las polaridades
son contrarias a las reportadas en otros estudios previos.
Las inversiones de polaridad ante estímulos superiores
e inferiores son un comportamiento característico de la
onda C1, que comienza a los 40-60 ms, presenta su pico en
80-100 ms y es observable en electrodos colocados en la
línea media posterior. La onda C1 se origina por la
activación de la corteza visual primaria (V1, en la fisura
calcarina). Como el banco superior e inferior de la fisura
calcarina procesa estímulos visuales provenientes del
campo visual inferior y superior, respectivamente, C1 es
una deflexión positiva para estímulos provenientes del
campo visual inferior y es negativa para estímulos
provenientes del campo visual superior [8].
En relación al mismo tema, Di Russo et al [12]
encontraron que existen componentes en el rango de N1
(150-225 ms) que invierten su polaridad en los canales
DISCUSIÓN
Nos hemos enfocado en las particularidades de las
respuestas a estímulos no atendidos y mostramos que la
respuesta a estímulos adyacentes no atendidos difiere de
acuerdo a la ubicación espacial del estímulo en el campo
visual.
Respecto a la respuesta a estímulos laterales, se
encontró que la intensificación de las columnas a la
izquierda y a la derecha del símbolo atendido producen
aumento de P1, N1 y N2 contralateralmente, en los canales
parieto-occipitales PO7 y PO8. Este efecto de
contralateralidad se debe al entrecruzamiento de las vías
visuales centrales; es decir, estímulos con orígen en el
hemisferio visual izquierdo producen una activación
temprana en el hemisferio derecho de la corteza visual,
mientras que estímulos con orígen en el hemisferio visual
derecho producen la activación del hemisferio izquierdo de
la corteza visual [11]. Adicionalmente a la modulación de
estas componentes en dependencia del orígen espacial del
estímulo, pueden existir componentes asociadas al cambio
de foco de atención hacia esos estímulos.
119
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
occipitales en respuesta a estímulos visuales atendidos en
el campo visual inferior y superior. Estas componentes
tardías tienen el mismo signo de C1 y aparecen solo para
estímulos provenientes de un cuadrante atendido mientras
que C1 aparece en respuesta tanto a estímulos en
cuadrantes atendidos como no atendidos. Un estudio por
imagenología por resonancia magnética funcional (fMRI)
soporta el hecho de que esas componentes que invierten su
polaridad provienen de la fisura calcarina, sugiriendo que
las componentes tardías se originan por la reactivación de
la corteza visual primaria (V1) debido a un proceso de
realimentación proveniente del área extraestriada la cual
realiza un procesamiento visual de mayor complejidad. En
contraste con los resultados en [12], los estímulos que
causan inversión de N1 en nuestro estudio no provienen de
regiones pre-atendidas e interesantemente las polaridades
son opuestas a las de C1.
De igual forma, es importante acotar que entre los
estímulos visuales en [12] y los aquí estudiados existen
diferencias en cuanto a la duración del estímulo, el ISI, la
forma, la intensidad del estímulo y la tarea mental de
discriminación que realiza el sujeto. En trabajos futuros
habría que determinar qué características específicas de los
estímulos aquí estudiados (fila inferior y superior)
producen las polaridades de N1 controversiales y su
posible relación con procesos de realimentación hacia la
corteza visual primaria en sentidos inversos, es decir
realimentación hacia zonas de procesamiento del
hemisferio inferior del campo visual luego de recibir
estímulos del hemisferio superior del campo visual y
viceversa.
REFERENCIAS
[1] Farwell L. y Donchin E. (1988): Talking off the top of
your head: toward a mental prosthesis utilizing eventrelated brain potentials, Electroencephalography and
Clinical Neurophysiology, 70(6): pp 510–523.
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physical characteristics of stimuli, Journal of Integrative
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of attentional selectivity, Electroencephalography and
Clinical Neurophysiology, 99(3): pp 225–234.
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Potential Technique, Cambridge, Mass: The Mit Press.
[9] Luck S. y Hillyard S. (1994): Spatial filtering during
visual search: evidence from human electrophysiology,
Journal of Experimental Psychology. Human Perception
and Performance, 20(5): pp 1000–1014.
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International Brain-Computer Interface Meeting, Asilomar,
California, USA.
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Analysis of Event-related Cortical Activity during Visuospatial Attention, Cerebral Cortex, 13(5): pp 486–499.
[13] Ceballos G. y Hernández L. (2015): Non-target
adjacent stimuli classification improves performance of
classical ERP-based brain computer interface, Journal of
Neural Engineering, 12(2)2: 026009.
CONCLUSIONES
La lateralización de la actividad cerebral ante estímulos
visuales en la periferia y la inversión de la onda N1 ante
estímulos inferiores y superiores representan un fenómeno
que puede ser aprovechado de distintas maneras. Por
ejemplo, puede usarse para obtener información adicional
acerca de la ubicación espacial del símbolo atendido en el
uso del deletredor P300 como lo demuestra el autor y
colaboradores en [13], puede usarse clínicamente para
estudiar el correcto funcionamiento de las vías visuales
centrales (retina a corteza visual), puede servir como base
para desarrollar un algoritmo de seguimiento de la mirada
en base a una rejilla de estimulación o pudiera usarse como
un sistema de apoyo a un seguidor de mirada convencional
(gazetracker, basado en análisis de video de los ojos) para
incrementar la confiabilidad en la estimación de la mirada.
AGRADECIMIENTO
Este trabajo fué promovido por el Fondo Nacional de
Ciencia, Tecnología e Innovación (FONACIT), número de
proyecto 2013000621.
120
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
ALGORITMOS EVOLUTIVOS PARA LA ESTIMACIÓN DE
PARÁMETROS DEL MODELO LOTKA-VOLTERRA
Jhon Edgar Amaya1, María de los Ángeles Tarazona2
1
Laboratorio de Computación de Alto Rendimiento (LCAR), Universidad Nacional
Experimental del Táchira, San Cristóbal, Venezuela
2
Departamento de Matemática, Universidad Nacional Experimental del Táchira,
San Cristóbal, Venezuela
[email protected]
RESUMEN
El modelo aborda la estimación de los parámetros del modelo depredador-presa o Lotka-Volterra mediante algoritmos evolutivos. Se presentan tres algoritmos evolutivos: evolución diferencial (DE) y dos algoritmos híbridos.
Los algoritmos híbridos consistieron en la conjunción de un algoritmo evolutivo y un mecanismo de búsqueda
local (LS), en particular GA+LS y DE+LS. Los resultados muestran que los algoritmos híbridos presentan mejores
resultados y una convergencia más rápida en comparación con los resultados obtenidos con un algoritmo genético
(GA).
Palabras Clave: Estimación de parámetros, modelo Lotka-Volterra, algoritmos evolutivos, algoritmos híbridos.
INTRODUCCIÓN
linces y liebres de un bosque al norte de Canadá [2]. La
forma general del modelo viene dada por las ecuaciones:
La estimación de parámetros de modelos matemátidP
= αP − βP D
(1)
cos es importante en diferentes áreas de la ciencia, en
dt
campos como la medicina, ingeniería, entre otros [1],
pues permite ajustar el modelo a las condiciones expedD
= −γD + δP D
(2)
rimentales analizadas. La determinación de los parámedt
tros del modelo puede resultar complejo dependiendo de
donde P es la población de presas, D la población
las características de no linealidad del modelo abordado. de depredadores, t representa el desarrollo de las dos poUn ejemplo de un modelo matemático no lineal corres- blaciones en función del tiempo y los coeficientes α,β,γ
ponde al modelo Lotka-Volterra.
y δ son los parámetros que representan la interacción de
El modelo de Lotka-Volterra se basa en un sistema las dos especies.
de ecuaciones diferenciales de primer orden no lineaEl modelo supone que las presas tienen una reproles que se utiliza para describir la dinámica de siste- ducción exponencial a menos que estén sujetas a la demas biológicos. Este sistema también es conocido co- predación; este crecimiento exponencial se representa
mo depredador-presa, ya que fue planteado para resolver por el término αP (ec. 1). Se supone además, que la
este tipo de interacción. El ejemplo clásico del modelo tasa de depredación debe ser proporcional a la velocidepredador-presa es el que representa a la población de dad a la cual coinciden los depredadores y las presas —
121
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
representado por el término βP D. Lo anterior, se interpreta como la variación en la población de presas dado
su propio crecimiento, menos la velocidad a la cual es
cazada.
Por otra parte, la ecuación 2 representa el cambio en
la población de depredadores por su propio crecimiento,
menos la muerte natural; donde el factor δP D representa el crecimiento de la población de depredadores y γD
la muerte natural de los depredadores.
El modelo Lotka-Volterra tiene un impacto importante en varias áreas [3], sin embargo, debido a su simplicidad, se han propuesto modelos más realistas, que
incluyen mayor número de especies, saturación de poblaciones e incluso tiempos de caza [4].
Recientemente, se han propuesto diferentes técnicas
metaheurísticas para abordar aquellos casos, cuya complejidad en la búsqueda de una solución para un modelo determinado, involucra un alto costo computacional.
Las metaheurísticas tienen la ventaja de poder obtener
soluciones muy buenas en un corto tiempo (incluso, la
solución óptima). En la literatura científica existe una
diversidad de propuestas de metaheurísticas (por ejemplo, algoritmos genéticos, búsqueda tabú, optimización
por colonia de hormigas, entre otras) aplicadas con éxito en diferentes áreas. Además, se han presentado enfoques híbridos [5], específicamente mediante algoritmos
meméticos (MAs) debido a que proveen un mecanismo
para equilibrar el aprendizaje individual y la evolución
en el proceso de búsqueda, a través de la asociación de la
búsqueda local, aplicada a los individuos como un operador adicional del algoritmo evolutivo.
En este trabajo se proponen tres métodos alternativos
para estimar los parámetros del modelo Lotka-Volterra,
haciendo uso de algoritmos evolutivos tales como: Algoritmo Memético (MA), Evolución Diferencial (DE) y
Evolución Diferencial Híbrida (DE+LS).
METODOLOGÍA
La investigación recreó en primer lugar, la propuesta presentada en [4] donde se plantea la solución del
modelo Lotka-Volterra mediante un algoritmo genético generacional con cruzamiento uniforme en un punto y mutación simple de un gen. Es de mencionar, que
en el artículo no se especifica la representación cromosómica, el número de evaluaciones ni el tiempo consu1
mido correspondiente. Desde ese punto de vista, se definió una representación real de los cromosomas, i.e.,
un valor real para cada variable. Se tomó como operador de cruzamiento, el cruzamiento uniforme en un
punto con extrapolación, tal como se define en [7], i.e.,
sea S 1 y S 2 dos soluciones
{ de n genes cada una, re}
1
presentadas como S = s11 , ..., s1j−1 , s1j , s1j+1 , ...s1n
{
}
y S 2 = s21 , ..., s2j−1 , s2j , s2j+1 , ...s2n y sea j el punto de cruce, entonces
las dos nuevas soluciones
} genera{
2
2
1
1
1
1
das serán S = s1 , ..., sj−1 , snew , sj+1 , ...sn y S 2 =
}
{
s21 , ..., s2j−1 , s2j , s2new , s1j+1 , ...s1n , donde s1new = s1j −
ς(s1j − s2j ) y s2new = s2j + ς(s1j − s2j ) con ς ∈ [0, 1]
como variable aleatoria. El operador de mutación se
implementó como la modificación de la j-ésima variable de la solución elegida de forma aleatoria, tal que
s1j = s1j + ρ(ς − 0,5) donde ρ = 0,02. La función objetivo o fitness fue definida como
v
u n
u1 ∑ [
]
S
S
F (D, P, D , P ) = t
(di − dSi )2 + (pi − pSi )2
2
i=1
(3)
donde D = {d1 , ..., ...dm } y P = {p1 , ..., ...pm }1
representan los datos reales de la población
{ Sde depreda}
S
S
dores y presas,
respectivamente.
D
=
d
,
...,
...d
m
1
{
}
y P S = pS1 , ..., ...pSm son los valores obtenidos mediante el cálculo del modelo Lotka-Volterra con los coeficientes dados por S de los depredadores y presas, respectivamente. Además, m es el número de muestras. Para el GA se tomaron como referencia los valores utilizados en [4], i.e., 80 individuos, probabilidad de cruce
igual a 1 y una probabilidad de mutación de 0.6.
Se definieron tres propuestas evolutivas adicionales.
La primera denominada evolución diferencial (DE) [6]
que consiste en una técnica evolutiva diseñada principalmente para cromosomas con valores reales. En la evolución diferencial, los nuevos individuos se generan mediante operadores diferenciales de mutación y cruce. En
la literatura hay diversas variantes, en el trabajo se decantó por la versión clásica de DE/rand/1/, donde la
generación de nuevos individuos se lleva a cabo por medio de la selección de tres padres diferentes, de la forma
S = S 1 + FR (S 2 − S 3 ) siempre y cuando se cumpla
el proceso de cruzamiento dado por el factor de cruzamiento o CR . FR corresponde al factor de peso. Se to-
Con el propósito de realizar una comparativa de los algoritmos propuestos, se tomaron los datos presentados en [2] y utilizados en [4].
122
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
maron como valores para la experimentación CR = 0,9 mismos parámetros. En la Figura 2 se muestra el pseuy FR = 0,8. En la Figura 1 se muestra el pseudocódi- docódigo del algoritmo memético utilizado.
go del algoritmo de evolución diferencial empleado. El function AlgoritmoMemetico
P ← generarPoblacion();
algoritmo define una población P con N individuos coEvaluarFitness(P);
mo P = {S 1 , S 2 , ..., S N }. R corresponde a la solución
obtenida por el método de cruzamiento diferencial.
while (no criterio de parada) do
for i=1:N/2 do
[R1 , R2 ] ← ruleta(P);
if Rand[0, 1) < pcrossover then
[C1 , C2 ] ← crossover([R1 , R2 ]);
agregar(Pi , [C1 , C2 ]);
else
agregar(Pi , [R1 , R2 ]);
end if
end for
for i := N do
if Rand[0, 1) < pmutacion then
M ← mutacion(Si );
reemplazar(Pi , M);
end if
end for
for i := N do
if Rand[0, 1) < plocal then
Si ← busquedaLocal(Si );
end if
end for
P=Pi ;
end while
S ← mejorSolucion(P);
return S;
function EvolucionDiferencial
P ← generarPoblacion();
EvaluarFitness(P);
while (no criterio de parada) do
for i=1:N do
R ← diferencial(P, S i , FR , CR );
if f(R) < f(S i ) then
agregar(Pi , R);
else
agregar(Pi , S i );
end if
end for
P=Pi ;
end while
S ← mejorSolucion(P);
return S;
function diferencial(P, S o , FR , CR )
[S 1 , S 2 , S 3 ] ← seleccionar(P, So );
corte ← Rand[1, n];
for i=1:n do
if corte==i && Rand[0, 1) < CR then
Sj =Sj1 + FR *(Sj2 -Sj3 );
else
Sj =Sjo ;
end if
end for
return S;
Figura 1: Algoritmo de Evolución Diferencial
El segundo método consistió en la hibridación del
algoritmo genético (GA) con un mecanismo local, también conocido como algoritmo memético (MA). En particular se estableció un mecanismo de lamarkismo parcial, i.e., la aplicación de la búsqueda local sólo a una
fracción de los individuos, determinada de manera aleatoria por el parámetro plocal , en nuestro caso plocal =
0,1. El método de búsqueda local utilizado fue el denominado método de Nelder-Mead o downhill Simplex
[7]. El método Simplex es un método clásico de descenso de colina para la búsqueda de mínimos locales sin la
necesidad del cálculo de derivadas. Utiliza n + 1 puntos —donde n es la dimensión del problema— para el
cálculo de tres operaciones básicas: reflexión, expansión
y contracción. Para el memético se estableció un límite
de aplicación de la búsqueda local, i.e., una profundidad
máxima de 5 niveles. La estructura del GA fue idéntica
al algoritmo genético explicado anteriormente y con los
Figura 2: Algoritmo Memético.
El último método propuesto, consistió en la hibridación del algoritmo de evolución diferencial con un
método de búsqueda local –en particular, el método de
Nelder-Mead. La aplicación del método de búsqueda local está determinada por el parámetro plocal y al igual
que en el memético se eligió como plocal = 0,1. La aplicación de la búsqueda local en el DE, se utilizó de la
misma forma como se propuso en [8], i.e., la aplicación
de la búsqueda local, luego de realizado el ciclo de cruzamiento en el DE.
RESULTADOS
Todos los algoritmos descritos en la sección de metodología se implementaron en Matlabry se ejecutaron
en una PC (Intel Core i5 2.40 GHz con 8 GB de RAM)
bajo Windows 7. Cada algoritmo fue ejecutado 30 veces.
Se impuso un número máximo de evaluaciones de la función de fitness para encontrar una solución por parte de
cada algoritmo, con el objetivo de establecer un esfuerzo
computacional independiente de la plataforma utilizada
(hardware, lenguaje, sistema operativo).
123
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Se llevaron a cabo dos experimentos. El primero
consistió en ejecutar los algoritmos propuestos y compararlos con el GA descrito en [4]. Se estimó el número
de evaluaciones utilizadas por el genético en [4] y sobre este parámetro se realizó la comparación. El número
de evaluaciones para 150 generaciones correspondió a
un aproximado de 18750 evaluaciones de la función de
fitness. En la Tabla I se muestran los resultados de los
4 algoritmos, así como la desviación estándar de cada
caso.
Tabla I: Resultados con 18750 evaluaciones.
método
GA
DE
MA
DE+LS
α
0,671
±0,196
0,696
±0,143
0,658
±0,165
0.603
±0,103
β
0,086
±0,069
0,065
±0,038
0,08
±0,143
0.033
±0,010
γ
0,672
±0,189
0,668
±0,138
0,617
±0,199
0.768
±0,120
δ
0,027
±0,009
0,023
±0,007
0,036
±0,085
0.025
±0,004
F
69,6
±28,1
55,0
±20,3
43,8
±30,3
30.5
±5,8
Tabla II: Resultados con 12500 evaluaciones.
DE
MA
DE+LS
α
0,676
±0,223
0,657
±0,170
0,702
±0,152
0,651
±0,161
β
0,170
±0,113
0,064
±0,039
0,101
±0,120
0,048
±0,0245
γ
0,648
±0,191
0,708
±0,181
0,599
±0,236
0,711
±0,171
δ
0,034
±0,024
0,025
±0,009
0,031
±0,067
0,022
±0,006
En la presente investigación se mostraron tres algoritmos evolutivos para la estimación de parámetros, a saber, el DE, MA y DE+LS. De los resultados se desprende
que los algoritmos híbridos, muestran un comportamiento en general mejor para la estimación de parámetros del
modelo Lotka-Volterra que el algoritmo genético clásico, incluso con un menor número de evaluaciones.
Se propone como trabajo futuro la estimación de
parámetros para modelos más complejos de LotkaVolterra, así como también la implementación de otras
metaheurísticas para este caso. Además, se debe analizar la incidencia de los parámetros de cada metaheurística en la solución del problema.
AGRADECIMIENTOS
El segundo experimento consistió en ejecutar los
mismos algoritmos pero ahora con sólo 12500 evaluaciones, que corresponde a 100 generaciones del GA descrito en [4]. Los resultados computacionales se muestran
en la Tabla II, incluida la desviación estándar de cada caso.
GA
CONCLUSIONES
F
96,4
±25,2
61,5
±0,009
53,7
±34,0
43,2
±14,1
Nuestro agradecimiento al Decanato de Investigación de la Universidad Nacional Experimental del Táchira por su apoyo en esta investigación.
REFERENCIAS
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[4] Restrepo J. et al (2001): Parameter estimation of a
predator-prey model using a genetic algorithm, ANDESCON 2010, Bogotá, Colombia, pp 1-4.
DISCUSIÓN
La Tabla I se puede observar que los resultados —
con respecto a la función de fitness— de los algoritmos
propuestos mejoran ostensiblemente al GA, el DE presenta una mejora del 21 % y los algoritmos híbridos MA
y DE+LS, presentan el mejor desempeño, en particular
el algoritmo DE+LS. En la Tabla II se puede observar
que aún con un número menor de evaluaciones los algoritmos híbridos presentan mejores resultados que el GA,
lo cual nos indica que presentan una convergencia más
rápida hacia buenas soluciones.
[5] Talbi, E.-G. (2009). Metaheuristics: from design to
implementation, First Edition, John Wiley & Sons,
Inc.
[6] Brownlee J. (2012): Clever Algorithms: NatureInspired Programming Recipes, First Edition, Lulu.com.
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[8] Giannopoulos N. et al (2010): Lamarckian and
Baldwinian learning in differential evolution for
production scheduling problems. The 6th Virtual
Conference, Network of Excellence on Innovative
Production Machines and Systems, pp 1-5.
124
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
FUSIÓN DE DATOS PARA DETECTAR COMPLEJOS QRS EN REGISTROS
ELECTROCARDIOGRÁFICOS MULTICANAL
Carlos Alberto Ledezma1 , Miguel Altuve2
1
Grupo de Bioingeniería y Biofísica Aplicada, Universidad Simón Bolívar, Caracas, Venezuela
Facultad de Ingeniería Electrónica, Universidad Pontificia Bolivariana, Bucaramanga, Colombia
2
e-mail: [email protected]
RESUMEN
Las complicaciones cardíacas son, hoy en día, una de las principales causas de muerte en el mundo desarrollado. El diagnóstico
de dichas patologías suele hacerse a través del análisis de la señal electrocardiográfica. Para evaluar la condición cardíaca de un
paciente es de vital importancia una detección precisa de cada latido cardíaco. En las últimas décadas se han concebido muchos
detectores de complejos QRS, pero muy pocos han utilizado la redundancia existente en adquisiciones de ECG multicanal para
aumentar el desempeño de la detección. En este trabajo se propone un esquema de detección de complejos QRS basado en
la combinación de detecciones realizadas en varios canales de ECG adquiridos simultáneamente. La metodología propuesta
fue validada en dos bases de datos de ECG anotadas, ampliamente utilizadas para la evaluación de detectores de QRS. Los
resultados muestran que la detección mejora cuando se utiliza la combinación de las detecciones de varios canales.
Palabras Clave: Fusión de Datos, Detección de Complejos QRS, Electrocardiograma, Procesamiento Digital de Señales.
INTRODUCCIÓN
El diagnóstico de las enfermedades cardíacas, primera causa de muerte en el mundo, inicia generalmente con el análisis
de la señal electrocardiográfica (ECG). En este sentido, los
monitores comerciales disponibles actualmente en los centros
de salud emplean rutinas automáticas de procesamiento digital de señales para detectar los complejos QRS (onda de
mayor energía del ECG) y obtener así la frecuencia cardíaca
instantánea. Una vez detectado el complejo QRS se pueden detectar las otras ondas que componen el ECG (P y T) y realizar
igualmente un análisis automático no solo de la duración de
los intervalos y segmentos que componen el ECG sino de la
morfología de las diferentes ondas. Es así que, para obtener un
diagnóstico acertado de la condición cardíaca del individuo, es
necesario un detector de complejos QRS preciso y confiable.
Los primeros intentos exitosos de detección de complejos
QRS se basaron en filtros y decisión por umbrales [1, 2, 3]. En
estos algoritmos se intentaba eliminar todo el ruido posible
y resaltar las características del complejo QRS (a través de
filtros) para luego realizar la detección (a través de umbrales
fijos o adaptativos) logrando altos valores de desempeño pero
mostrando debilidades en retardo de detección o incapacidad
de trabajar en tiempo real. Otro enfoque exitoso en esta área
fue el uso de ondículas [4] para realizar la detección de los
complejos QRS, la delineación completa del ECG y el análisis
de la morfología de las ondas P y T. Otros métodos existentes
en la literatura se basan en técnicas matemáticas más avan-
zadas, pero su complejidad los hace poco interesantes para
aplicaciones en tiempo real.
Se puede observar que, a pesar de los exitosos resultados
obtenidos, la detección de los complejos QRS sigue siendo
un tema de interés. Varias investigaciones recientes se han
centrado en el desarrollo nuevos métodos para la detección de
complejos QRS. En particular, se han desarrollado técnicas que
utilizan múltiples canales del ECG [5, 6] y combinan distintos
algoritmos [7], que han logrado altos valores de sensibilidad
y valor predictivo positivo pero descuidando la posibilidad
de implementación en tiempo real o el uso de más de dos
derivaciones para obtener resultados satisfactorios.
El objetivo de este trabajo es aprovechar al máximo la posibilidad de adquirir múltiples canales para diseñar un detector
robusto de complejos QRS. Para alcanzar esto se propone el
uso de técnicas de fusión de datos; utilizando múltiples canales
de un mismo registro de ECG se espera mejorar el desempeño
del detector reduciendo falsos positivos y falsos negativos al
mínimo posible. Cuatro técnicas distintas de fusión de datos
fueron aplicadas en este trabajo. El enfoque de detección propuesto fue probado en bases de datos estándar con el fin de
evaluar el desempeño de detección de cada técnica.
El resto del trabajo está organizado de la siguiente manera.
En la siguiente sección se describen el detector de complejos
QRS empleado, la técnica de fusión de datos propuesta para
realizar la detección multicanal de complejos QRS y los indicadores utilizados para cuantificar el desempeño del detector
propuesto. Luego, se presentan y analizan los resultados de
125
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
detección obtenidos en dos bases de datos de registros ECG.
La fusión de datos se realiza a través del siguiente algoritEn la última sección se exponen las conclusiones del trabajo mo:
de investigación y los trabajos futuros a ser llevados a cabo.
1. El detector de complejos QRS analiza simultáneamente
los M canales disponibles;
METODOLOGÍA
Detección de complejos QRS
Para realizar la detección de complejos QRS es interesante
un detector que sea de fácil implementación y que tenga la
capacidad de trabajar en tiempo real. Los detectores más sencillos propuestos hasta ahora son aquellos basados en filtros.
Estos fueron diseñados cuando el costo de cómputo era una
preocupación importante, por lo que sus implementaciones son
sencillas y efectivas. Dado que el objetivo de este trabajo es
basarse en la redundancia de datos (observados en diferentes
sensores simultáneamente) para mejorar la detección de complejos QRS, algunas modificaciones fueron hechas al detector
original para simplificar su implementación. El algoritmo de
detección se explica a continuación.
El detector de complejos QRS implementado está basado
en el trabajo propuesto por Pan y Tompkins [3]. Este algoritmo
se basa en el análisis de pendiente, amplitud y análisis de ancho de picos para detectar los complejos QRS. En primer lugar,
la señal ECG es filtrada pasabanda para eliminar la deriva de la
línea de base y los ruidos de alta frecuencia, seguidamente se
deriva la señal obtenida, utilizando un filtro de 5 puntos, para
obtener información de la pendiente, y finalmente se utiliza
una función cuadrática para realizar una amplificación no lineal y una integración, en una ventana de 150 ms, para obtener
más información sobre la pendiente.
La principal diferencia con el método original es el umbral
utilizado para la detección final de los complejos QRS. El umbral utilizado es igual a la mitad del máximo local de la señal
resultante, este máximo se actualiza constantemente. Si no hay
detección durante 1 s el umbral se reduce a la mitad y la detección continúa. El detector tiene una ventana ciega de 250 ms
después de cada detección; como se explica en el artículo de
Pan y Tompkins, dos complejos QRS no pueden ocurrir en una
ventana menor a 200 ms, por lo que una ventana ligeramente
más grande ayuda a ignorar las ondas T sobredimensionadas y
los picos de ruido.
2. Si hay una detección en un canal m, se abre una ventana
wD ;
3. Durante esta ventana se analizan los otros M −1 canales,
en busca de detecciones, y se aplica la regla de fusión,
decidiendo si hay o no detección en función de cuántos
canales hayan mostrado detecciones.;
4. Si la regla de fusión señala que hubo detección, se abre
una “ventana ciega” durante la cual se ignoran otras detecciones, si la fusión establece que no hubo detección
se cierra wD ;
5. Se espera a que un canal m señale detección y se repite
el algoritmo.
La ventana ciega utilizada es de 250 ms. Como se mencionó antes, esta ventana es utilizada para evitar picos de ruido y
ondas T sobredimensionadas [3]. Por otro lado, se escogió una
ventana de detección wD = 100 ms, debido a que el tiempo
promedio de duración de un complejo QRS está entre 60 y
100 ms, lo que asegura que las detecciones que se toman en
cuenta se encuentran en el margen de tiempo en el que ocurre
un complejo QRS.
Cuatro reglas distintas de fusión fueron utilizadas:
1. OR: señala detección si cualquier canal señala detección.
2. AND: señala detección si todos los canales señalan detección.
3. Votación: señala detección si más de la mitad de los
canales señalan detección.
4. Óptima: señala detección a través de una votación con
pesos siguiendo las reglas explicadas por Chair y Varshney [8].
La técnica de fusión óptima está regida por la ecuación 1,
en donde u representa el resultado de la fusión, ui representa
Fusión de datos
el resultado de la detección en un canal en particular, a0 es
El esquema utilizado para mejorar el desempeño de la téc- un coeficiente definido por la ecuación 2 y ai son coeficientes
nica de detección presentada anteriormente se muestra en la dados por la ecuación 3. En las ecuaciones 2 y 3, P0 es la
figura 1. En éste, el bloque “Detector” realiza una detección probabilidad de que la señal de interés (el complejo QRS) esté
simultánea sobre las M derivaciones disponibles, utilizando ausente, P1 es la probabilidad de que esté presente, PM es la
el algoritmo explicado en la sección anterior, y combina las probabilidad de detección fallida y PF es la probabilidad de
decisiones del algoritmo sobre los distintos canales, utilizando falsa alarma.
técnicas de fusión de datos, para producir una decisión final.

n
P
deteccion,
a0 +
ai ui > 0
Deriv1
(1)
u=
i=1
Deriv2

Decisión
Detector
noDeteccion,
otro
caso
DerivM
Figura 1. Esquema de detección multi-canal
a0 = log
126
P1
P0
(2)
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
ai =
(
log
log
1−PMi
PFi ,
1−PFi
PMi ,
ui = 1 (deteccion)
ui = −1 (no deteccion)
P+ =
(3)
DER =
El coeficiente a0 depende de la señal que se quiere detectar,
no del detector, y es común a todas las señales de la base de datos, es decir, se mantiene constante aunque se estén analizando
distintas derivaciones. Por otro lado, los coeficientes ai son los
pesos que el algoritmo le otorga a cada canal; este coeficiente
es distinto cuando en el canal se reporta detección o no detección y representa la confianza con la que el algoritmo detecta
los complejos QRS, o dice que están ausentes, en cada canal.
Este algoritmo requiere una fase de entrenamiento que permita
determinar los coeficientes y probabilidades necesarios para
aplicar dicha técnica.
Los coeficientes ai se determinaron aplicando el detector
a cada canal y midiendo la probabilidad de falsa alarma y de
latido no detectado en cada uno. Estos coeficientes deben ser
determinados en una fase de entrenamiento previa a la implementación del detector y seguidamente ser ingresados al
algoritmo si se desea un funcionamiento en tiempo real.
Para determinar el coeficiente a0 se calculó la probabilidad de ocurrencia de complejos QRS (P1 ) como el número de
muestras en la base de datos correspondiente a dichos complejos dividido por el número total de muestras de la base de
datos; esta probabilidad es complementaria a la probabilidad
de ausencia del evento (P1 = 1 − P0 ), utilizando estos dos
valores se halló a0 .
VP
× 100
VP + FP
FP + FN
× 100
VP + FN
(5)
(6)
Entorno de programación
Las rutinas para realizar el procesamiento de las señales
fueron desarrolladas en MATLAB y las señales de Physionet
fueron leídas utilizando Physiotoolkit para MATLAB [10].
RESULTADOS
Para la base de datos MIT-BIH a0 = −0, 7357 y para
St. Petersburg a0 = −0,7277. El desempeño de la detección
en las bases de datos St. Petersburg y MIT-BIH, sobre cada
canal y utilizando la fusión, se muestran en la tablas I y II
respectivamente.
Tabla I. Desempeño del detector en la base de datos St.
Peters-burg. En negrita el mejor valor de la fusión.
Técnica
Canal 1
Canal 2
Canal 3
Canal 4
Canal 5
Canal 6
Canal 7
Canal 8
Canal 9
Canal 10
Canal 11
Canal 12
OR
AND
Votación
Óptima
Se ( %)
91.19
93.94
91.42
95.87
87.24
92.46
95.88
94.89
93.98
95.38
96.97
96.16
97.87
82.50
92.23
95.82
P+ ( %)
91.52
98.08
98.31
98.59
95.71
98.79
99.65
99.58
99.42
99.60
99.70
99.65
92.33
99.88
99.55
99.75
DER ( %)
17.27
7.90
10.14
5.50
16.67
8.67
4.46
5.52
6.57
5.00
3.32
4.19
10.26
17.60
8.18
4.42
Evaluación de desempeño
Para la evaluación del detector se utilizaron dos bases de
datos. La primera, MIT-BIH Arrhythmia Database [9] (MITBIH), consta de 48 registros ECG de 2 canales, 30 min de
duración y frecuencia de muestreo de 360 Hz. La segunda, St.
Petersburg Institute of Cardiological Technics 12-lead Arrhythmia Database [10] (St. Petersburg), consta de 75 registros
ECG de 12 derivaciones, 30 min de duración y frecuencia
de muestreo de 257 Hz; se excluyeron los registros I02, I03,
I57 e I58 porque un canal no mostraba señal y el registro I75
para tener 70 registros (lo que facilita el entrenamiento y la Tabla II. Desempeño del detector en la base de datos MIT-BIH.
En negrita el mejor valor de la fusión.
evaluación).
El detector se evaluó utilizando los indicadores de sensiTécnica
Se ( %) P+ ( %) DER ( %)
bilidad (Se), valor predictivo positivo (P +) y tasa de error de
Canal 1
95.45
99.55
4.98
detección (DER), calculados como se muestra en las ecuaCanal
2
91.95
95.51
12.38
ciones 4, 5 y 6 respectivamente, donde VP son los verdaderos
OR
95.66
98.97
5.33
positivos (complejos QRS correctamente detectados), FP son
AND
90.45
99.89
9.64
los falsos positivos (detecciones donde no había complejos
Votación
90.45
99.89
9.64
QRS) y FN son los falsos negativos (segmentos rechazados
Óptima
91.30
99.40
9.25
donde sí habían complejos QRS). Una detección fue considerada como VP si la diferencia entre la detección y la anotación
DISCUSIÓN
profesional era menor a 150 ms.
Se =
VP
× 100
VP + FN
El primer resultado interesante es que los valores hallados
(4) para a0 son similares en ambas bases de datos. Esto se debe
127
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
a que las bases de datos tienen características parecidas y el
coeficiente no depende de los resultados de la detección. Puede
entonces esperarse que, en bases de datos con características
similares, el valor de este coeficiente se mantenga constante.
Su valor negativo se debe a que la ocurrencia de un complejo
QRS es un evento raro en una señal ECG (ocurriendo una sola
vez por ciclo).
En la tabla I se puede ver el efecto de aplicar la fusión óptima sobre registros de múltiples canales. El algoritmo de fusión
no logra superar a la mejor de las detecciones individuales
(ocurrida en el canal 11), pero esto es de esperarse. La fusión
busca el mejor compromiso entre los resultados de detección
de los distintos canales. Si no se tiene conocimiento de las
características de ruido de las distintas derivaciones, la fusión
óptima logrará el mejor compromiso posible.
En la tabla II se puede ver el efecto de aplicar fusión cuando no se tienen suficientes datos para realizar el análisis. Al
tener únicamente dos canales disponibles, la fusión tiene un
bajo desempeño. Además, la baja calidad (baja relación señal a ruido) del segundo canal de la base de datos MIT-BIH
causa que el detector basado en fusión se equivoque más de
lo deseado. En este caso la mejor fusión fue la de tipo OR,
puesto que ésta ignora el hecho de que el detector se equivoca
constantemente en el segundo canal; sin embargo, en casos
como éste parece no haber interés en realizar fusión de datos.
En general, la fusión OR siempre logró aumentar los VP
a expensas de producir más FP, esto se debe a que todas las
detecciones son señaladas como ciertas; la de tipo AND minimizó la cantidad de FP pero produciendo muchos menos
VP, esto es consecuencia de la alta restricción que impone esta
técnica, únicamente hay detección cuando todos los canales
la muestran; y las fusiones por Votación y Óptima produjeron
resultados intermedios, siendo la óptima la mejor opción entre
estas dos últimas, esto se debe a que estas técnicas toman en
cuenta que algunas derivaciones pueden tener equivocaciones,
la fusión óptima va aún más lejos asignándole un peso de
decisión mayor a los canales que cometen menos errores.
Nuestro resultado es comparable con los detectores de este
mismo tipo desarrollados recientemente: análisis de componentes principales [5] (Se = 99,98 % y P + = 99,99 %) y
pares en ventanas [6] (Se = 99,85 % y P + = 99,86 %). Si
bien los valores de Se y P + son menores, nuestro algoritmo
es implementable en tiempo real y aprovecha al máximo la
disponibilidad de múltiples canales de ECG. Además, éste es
un trabajo preliminar que esperamos mejorar agregando más
características al detector.
CONCLUSIONES
un enfoque multicanal. Esto se logra realizando detecciones
independientes sobre los M canales disponibles y utilizando
técnicas de fusión de datos para producir una única decisión
final.
Cuatro técnicas fueron utilizadas para decidir si las detecciones sobre los M canales disponibles debían ser aceptadas
o rechazadas. Primero, utilizando una fusión OR, se observó
un aumento en la sensibilidad con un gran compromiso en
el valor predictivo positivo. Luego, la fusión AND demostró
tener el mejor valor predictivo positivo pero comprometiendo gravemente la sensibilidad del detector. Finalmente, las
fusiones por votación mostraron lograr un buen compromiso
entre sensibilidad y valor predictivo positivo, siendo la fusión
óptima (votación con pesos) la que logra el mejor compromiso,
reflejado en una tasa de error en detección más baja.
Estudios futuros deberían evaluar la adaptación de distintos
detectores para trabajar con múltiples canales y la posibilidad
de realizar fusión de detectores distintos para mejorar, aún más,
los resultados de la detección.
REFERENCIAS
[1] Benitez D. et al (2000): A new QRS detection algorithm
based on the Hilbert transform, Computers in Cardiology
2000, IEEE, pp 379-382.
[2] Okada M. (1979): A digital filter for the QRS complex
detection, IEEE transactions on Biomedical Engineering,
pp 700-703.
[3] Pan J. et al. (1985): A real-time QRS detection algorithm,
IEEE transactions on Biomedical Engineering, pp 230-236
[4] Martínez J.P. et al (2004): A wavelet-based ECG delineator evaluation on standard databases, IEEE transactions on
Biomedical Engineering, pp 570-581.
[5] Huang, B. et al (2009): QRS complexes detection by using
the principal component analysis and the combined wavelet entropy for 12-lead electrocardiogram signals, Ninth
IEEE International Conference on Computer and Information Technology, vol. 1 pp 246-251.
[6] Torbey, S. et al (2012): Multi-lead QRS detection using
window pairs, 2012 Annual International Conference of
the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society
(EMBC), pp 3143-3146.
[7] Fernandez, J. et al (2005): Combining algorithms in automatic detection of R-peaks in ECG signals, 18th IEEE
Symposium on Computer-Based Medical Systems, pp.
297-302.
[8] Chair, Z. et al (1986): Optimal data fusion in multiple sensor detection systems, IEEE Transactions on Aerospace
and Electronic Systems, pp 98-101
[9] Moody, G.B. et al (2001): The impact of the MIT-BIH
En este trabajo se propuso un detector que combina (fusioarrhythmia database. IEEE Engineering in Medicine and
Biology Magazine, pp 45-50.
na) la información contenida en registros de ECG de múltiples
canales usando técnicas de fusión de datos. Un detector pre- [10] Goldberger, A.L. et al (2000): Physibank, physiotoolkit,
viamente propuesto en la literatura se adaptó para trabajar con
and physionet components of a new research resource for
complex physiologic signals, Circulation 101, pp e215múltiples canales y producir una única señal de detección.
e220.
En este trabajo se mostró que, de tener múltiples canales
disponibles, la mejor forma de realizar detección es utilizar
128
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
ÍNDICES PARA LA CARACTERIZACIÓN DE SUJETOS CON
DISFUNCIÓN METABÓLICA, UTILIZANDO VARIABLES BIOQUÍMICAS
Y ANTROPOMÉTRICAS
Velásquez JM1, Herrera H2, Wong S1,3, Severeyn E1
1
Grupo
de Bioingeniería y Biofísica Aplicada, Universidad Simón Bolívar
2
Laboratorio
de Evaluación Nutricional, Universidad Simón Bolívar
3
Investigador Prometeo, Universidad de Cuenca, Ecuador
e-mail: [email protected]
RESUMEN
El índice de masa corporal( IMC), es uno de los indicadores de sobrepeso y obesidad más utilizado; sin embargo, no
puede discriminar entre tejido graso y magro. Por estas limitaciones, y la tendencia a utilizar nuevos indicadores de
obesidad en la práctica clínica, se proponen dos índices que relacionan peso, altura, circunferencia abdominal, VLDL(verylow-density-lipids) y triglicéridos. La base de datos usada para la validación consta de: 15 sujetos sedentarios diagnosticados
con síndrome metabólico, 10 sujetos sedentarios sin síndrome metabólico y 15 sujetos deportistas maratonistas a
dedicación. Para la selección de las variables más adecuadas, se llevó a cabo un análisis de correspondencias simples. Con
el índice propuesto se encontraron diferencias significativas entre los grupos y una mejor especificidad en la clasificación de
sujetos que en el IMC. Por tanto, se concluye que los índices propuestos pueden discriminar entre deportistas y sedentarios
logrando una mayor especificidad en la clasificación general de obesidad.
Palabras Clave: Síndrome Metabólico, Índice de Masa Corporal, Disfunción Metabólica, Índices Antropométricos.
parámetro muy fácil de tomar y que no requiere de
instrumental sofisticado. A esta ventaja se añade el hecho
de que no presenta variaciones significativas durante el
crecimiento lo que elimina la necesidad de utilizar
estándares de referencia [6].
El índice de conicidad, descrito por Valdez et al. en
1993, se utiliza para evaluar el grado de adiposidad
abdominal, al igual que el índice cintura-cadera, se ha
relacionado con un incremento de riesgo metabólico y
cardiovascular [7].
Los índices antropométricos que valoran la distribución
adiposa abdominal presentan mejor capacidad predictiva
para la detección de SM respecto a indicadores de
adiposidad total como el IMC [8].
La circunferencia abdominal (CAB) es una medida
antropométrica simple y valiosa de la grasa total intraabdominal. El Instituto Nacional del Corazón y del Pulmón
de EE.UU, recomiendan la utilización del CAB en
pacientes para determinar sobrepeso y obesidad [2]. La
CAB esta correlacionada con el IMC, pero los niveles de
correlación variados sugieren que éstas medidas pudiesen
proveer información distinta y por ende no intercambiable.
Consideraciones prácticas sugieren el uso de la CAB como
alternativa al IMC [8].
La propuesta consiste en dos indicadores hemoantropométricos que permitan un mayor grado de
especificidad en la caracterización de poblaciones al
relacionar: peso, altura, circunferencia abdominal y niveles
INTRODUCCIÓN
El síndrome metabólico (SM) constituye un
agrupamiento de criterios antropométricos y fisiológicos
definidos a partir de valores establecidos de presión
arterial, índices de distribución adiposa abdominal y
parámetros bioquímicos glucémicos y lipídicos definidos y
estandarizados por diversas organizaciones para
caracterizar una disfunción del metabolismo que con
frecuencia conlleva un aumento del riesgo de aparición de
enfermedades cardiovasculares, obesidad, baja sensibilidad
a la insulina[1] y diabetes mellitus [2].
Actualmente el diagnóstico de sobrepeso y obesidad se
basa en el índice de masa corporal (IMC), debido a la
buena correlación existente entre éste y el grado de
adiposidad, y su estrecha asociación epidemiológica con
mortalidad y morbilidad ligada a la obesidad. Introducido
en 1972 el término de índice de masa corporal por Ancel
Keys [3], consiste en dividir el peso (en kg) por la altura al
cuadrado (en metros). La clasificación empleada en el
presente, según el IMC para definir peso bajo, peso
normal, sobrepeso y obesidad en sus diferentes grados, se
basa en los puntos de cortes propuestos por la OMS (WHO
por sus siglas en ingles) en 1998 [4].
No obstante este índice tiene desventajas, por su baja
especificidad por no cuantificar la grasa corporal, al no
discriminar entre tejido graso y magro [5].
El índice cintura talla (ICT) se calcula con el cociente
entre el perímetro de la cintura y la estatura, es un
129
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
basales de triglicéridos y very low density lipids (VLDL) en
plasma.
factores constituyen porcentajes representativos de las
variables [10].
En el ACS realizado para el presente trabajo, las
variables numéricas fueron definidas como las mediciones
bioquímicas y antropométricas estandarizadas tomadas en
cada individuo. Por otro lado, las variables categóricas
representan la cantidad de individuos pertenecientes a cada
categoría. Finalmente, los individuos son los sujetos
pertenecientes a cada población.
ii. Pruebas de hipótesis
Para evaluar el nuevo índice, se usaron las pruebas de
hipótesis estadísticas Mann-Whitney U para encontrar las
diferencias entre poblaciones, donde un valor de p < 0,01
se consideró significativo.
METODOLOGÍA
Base de Datos
La base de datos utilizada en esta investigación está
compuesta 40 sujetos de sexo masculino de tres tipos de
poblaciones: sedentarios con SM (SCSM), sedentarios sin
SM (SSSM), deportistas maratonistas a dedicación (DMD)
con un entrenamiento semanal de 180 a 240 km de
recorrido. Las características de estas poblaciones son:
 SCSM: 10 sujetos, IMC=34±7 kg/m2, edad de 31±7
años, triglicéridos=223,800±89,236 mg/dL, VLDL=
37,545±18,381 mg/dL, CAB=113,633±19,351 cm.
DISCUSIÓN Y RESULTADOS
 SSSM: 15 sujetos IMC = 23±4 kg/m2, edad de 27±4
años, triglicéridos=100,400±66,555mg/dL, VLDL=
19,900±13,412 mg/dL, CAB=83,510±10,754 cm.
Análisis de Correspondencias Simples
En la figura 1 se muestra el ACS, realizado para
determinar las relaciones entre los diferentes grupos y
variables bioquímicas y antropométricas. La representación
de las variables se hizo de manera categórica, en donde,
cada una de ellas se caracterizó como normal o alterada,
tomando como valor de corte los establecidos en la
literatura [11], los valores se reportan en la Tabla I.
 DMD: 15 sujetos IMC=21±2 Kg/m2, edad de 33±9
años, triglicéridos 61,067±21,963 mg/dL, VLDL=
12,213±4,393 mg/dL, CAB=73,067±5,066 cm.
A cada uno de los sujetos se les tomó un perfil 20,
perfil lipídico, prueba oral de tolerancia a la glucosa
(POTG) de cinco puntos (una medición de glucosa e
insulina en ayunas y cuatro mediciones después de la toma
de 75 gr de glucosa, en intervalos de 30 minutos). El
protocolo clínico tuvo una duración total de 120 minutos
por sujeto [9].
Procedimiento metodológico
El procedimiento que se usó para el diseño de los
índices propuestos consistió en tres fases. En la primera
fase se estudiaron las variables bioquímicas y
antropométricas y sus relaciones entre los distintos grupos.
En la segunda fase, según estas relaciones, fueron
seleccionadas las variables mejor vinculadas con cada
grupo, con el fin de determinar la configuración de los
índices. En la tercera fase, se validaron los índices con la
base de datos, y se calcularon las diferencias significativas
entre cada grupo, comparando los índices propuestos con
los existentes.
Figura 1. Análisis de Correspondencias Simples de
todas las variables bioquímicas y antropométricas
Análisis Estadístico
i. Análisis de correspondencias simples
En la fase 1 se realizó un análisis de correspondencias
simples (ACS). El ACS es una técnica descriptiva que
permite la representación simultánea de los individuos y las
variables en el mismo espacio, construye un mapa, y
caracteriza las principales variables resultantes a partir de
diferentes perfiles. La presentación gráfica de los
resultados facilita la percepción e interpretación de los
datos en un plano bidimensional, en donde los ejes o
En la figura 2 se puede observar la distribución de los
sujetos según el tipo de población. Las variables de mayor
contribución en el factor 2 son el VLDL y triglicéridos
(tabla III). Las mismas discriminan las nubes de sujetos
DMD, SSSM y SCSM (figura 2). Estas tres variables se
pueden apreciar en la figura 1 donde los triglicéridos
normales (TN) y los triglicéridos alterados (TA) están más
relacionados con las poblaciones de DMD y SCSM. Lo
130
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
mismo se puede observar con los sujetos obesos (OB) y
normo peso (PN), los cuales fueron discriminados según el
índice de masa corporal, los sujetos OB están más
relacionados con la población de SCSM y los PN con los
sujetos DMD.
por dos razones: Se posicionan mejor en las poblaciones
que se desea caracterizar, y mantienen la información que
aporta el IMC.
    
 
Tabla I. Nomenclatura de las variables categóricas
utilizadas
Variable
Nomenclatura
Valor de corte
TN= Normales
TA= Alterados
VLDLN= Normales
VLDLA= Alterados
T<150mg/dL
T>150mg/dL
VLDL <30mg/dL
VLDL>30 mg/dL
Insulina a los 90
minutos (I4)
I4N=Normal
I4AAlterada
I4 <60μUI/mL
I4 >60μUI/mL
Insulina a los 0
minutos(I1)
I1N=Normal
I1A= Alterada
I1 <20μUI/mL
I1 >20μUI/mL
Glucosa a los 90
minutos (G4)
G4N=Normal
G4A= Alterada
G4 <140 mg/dL
G4>140 mg/dL
Glucosa a los 0
minutos (G1)
G1N=Normal
G1A= Alterada
PN= Peso normal,
SP=Sobrepeso,
OB=Obesos,
OM=Obeso mórbido
ALTN=ALT normal
ALTA=ALT alterado
G1<100 mg/dL
G1>100 mg/dL
IMC=18-25 Kg/m2;
IMC=25-29Kg/m2;
IMC=30-39Kg/m2;
IMC≥40Kg/m2
ALT <40UI/L
ALT >40UI/L
CAB<102cm (hombres);
CAB<80cm(mujeres)
CAB>102cm (hombres);
CAB>80cm(mujeres)
Triglicéridos
VLDL
IMC
ALT (Alanina
aminotransferasa)
CABN=Normal
CAB
CABA=Alterada

Donde el IMC, es el índice de masa corporal definido
como la relación del peso entre la altura al cuadrado, CAB
es la circunferencia abdominal, TG y VLDL son los
valores de triglicéridos y VLDL en plasma, TGN
(150mg/dL) es el borde superior considerado como valor
normal de triglicéridos en la literatura [11] e igualmente
para VLDLN (30mg/dL).
Tabla II. Contribución de las variables en los ejes en el
ACS
Variable
Factor 1(%)
Factor 2(%)
TRIG
3,90
22,98
VLDL
1,35
26,32
I1
10,79
0,10
I2
8,76
12,98
I3
12,68
8,06
I4
13,39
5,33
I5
12,33
0,02
Tabla III. Valores IMC y del índice cintura talla (ICT)
IMC
ICT
Indicadores
existentes
Prom
STD
Prom
STD
SCSM
34,274
6,677
0,651
0,105
SSSM
23,300
3,482
0,473
0,059
DMD
20,908
1,733
0,424
0,026
Tabla IV. Valores de los índices propuestos en tres
poblaciones
IDM1
IDM2
Indicadores
propuestos
Prom
STD
Prom
STD
SCSM
70,519
40,476
61,283
44,869
SSSM
11,518
9,192
11,386
9,163
DMD
4,622
1,802
4,622
1,802
Tabla V. Comparación entre las poblaciones para los
índices propuestos y existentes
Figura 2. Distribución de las poblaciones según los
factores
IDM1
Índices propuestos
IDM2
IMC
ICT
Diferencias significativas p<0.01
Basados en los resultados del ACS, las variables peso,
estatura, circunferencia abdominal, triglicéridos y VLDL,
serán las tomadas en cuenta para la construcción de los
nuevos índices de disfunción metabólica: IDM1 y IDM2
(ver ecuación 1 y 2). Se tomarán estos cinco parámetros
131
DMD-SSSM
0,008
0,008
0,07
0,02
DMD-SCSM
0,000003
0,00002
0,00001
0,000003
SCSM-SSSM
0,00009
0,0004
0,0003
0,0003
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
En la tabla III y V se puede observar que el IMC y el
ICT no obtienen diferencias significativas en la
comparación entre los DMD y SSSM (p < 0.01), sin
embargo en los índices propuestos (tabla IV) sí hay
diferencias significativas entre los dos grupos. Esto sugiere
que los índices propuestos donde se incluyen la CAB,
triglicéridos o VLDL, son más efectivos a la hora de
discriminar entre las poblaciones de SSSM y DMD.
Finalmente, los índices propuestos contienen valores de
triglicéridos, VLDL y CAB, los cuales tienden a ser
significativamente más altos en los SCSM en comparación
con los DMD y SSSM (ver METODOLOGÍA-base de
datos); y además son marcadores de riesgo cardiovascular
[8]. Por esto, los índices propuestos podrían usarse en un
futuro no sólo como indicadores de obesidad sino de riesgo
cardio-metabólico.
Simón Bolívar.S. Wong agradece el patrocinio de la
SENESCYT, Ecuador.
REFERENCIAS
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for policy and intervention strategies”. The Lancet,
pp. 157-163.
[2] Grundy S.; Cleeman J.; Stephen D.; Donato K.; Eckel
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antropométricos estimadores de la distribución
adiposa abdominal y capacidad discriminante para el
síndrome metabólico en población española". Clínica
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Abdominal Obesity Among US Adults, 19992012";Journal of the American Medical Association;
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metabolic syndrome by heart rate variability and
insulin sensitivity”. Revista Brasileira de Engenharia
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Program (NCEP) expert panel on detection,
evaluation, and treatment of high blood cholesterol in
adults (Adult Treatment Panel III) Final report”.
Circulation. 106: pp. 3143–3421.
CONCLUSIONES
El IMC es usado hoy en día para definir peso bajo, peso
normal, sobrepeso y obesidad en sus diferentes grados,
según los puntos de cortes propuestos por la OMS en 1998.
Sin embargo, el IMC tiene limitaciones en lo referente a la
especificidad, no cuantifica la grasa corporal ni su
ubicación, tampoco discrimina entre tejido graso y magro.
Las disfunciones metabólicas que producen SM,
obesidad y eventualmente diabetes o enfermedades
cardiovasculares no pueden ser detectadas con los índices
actuales por si solos. Los índices de disfunción metabólica
diseñados, IDM1 y IDM2, incluyen: altura, peso,
circunferencia abdominal, triglicéridos y/o VLDL,
tomando las ventajas del IMC y la CAB para intentar una
mejor caracterización. Estos índices se probaron en
poblaciones de DMD, SCSM y SSSM encontrándose
diferencias significativas entre sujetos deportistas y no
deportistas sin síndrome metabólico. Estas diferencias no
fueron observadas en el IMC ni en el índice de cinturatalla. Por tanto se concluye que los índices propuestos
IDM1 y IDM2 pueden discriminar entre poblaciones
deportistas y no deportistas. La inclusión de la CAB, aporta
mayor especificidad en la discriminación del tejido graso.
De igual forma, la inclusión de los triglicéridos y VLDL,
relativamente comunes de medir, podrían aportar
información sobre disfunción metabólica en aquellos casos
donde no sea evidente que exista SM.
Se sugiere a futuro la realización de estudios más
amplios donde haya un enfoque en la significancia de las
variables lipídicas y su capacidad de alertar acerca de la
posible presencia de disfunciones metabólicas que pudiesen
degenerar en patologías no asociadas directamente al SM u
obesidad.
AGRADECIMIENTO
Este trabajo fue realizado gracias al financiamiento de
decanato de investigación y desarrollo de la Universidad
132
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
ANÁLISIS DEL DESFASE TEMPORAL ENTRE LAS SERIES RR Y
AMPLITUD DE LA ONDA R EN EPISODIOS DE APNEA-BRADICARDIA
Luis Landaeta1 , Miguel Altuve2 , Alain Beuchée3,4,5 , Patrick Pladys3,4,5 , Alfredo I. Hernández3,4
Grupo de Bioingeniería y Biofísica Aplicada, Universidad Simón Bolívar, Caracas, Venezuela
Facultad de Ingeniería Electrónica, Universidad Pontificia Bolivariana, Bucaramanga, Colombia
3
Université de Rennes 1, LTSI, Rennes, France
4
INSERM, U1099, Rennes, France
5
Pôle Médico-Chirurgical de Pédiatrie et de Génétique Clinique, Néonatologie, Rennes, France
e-mail: [email protected]
1
2
RESUMEN
La repetición de episodios de apnea-bradicardia del neonato prematuro puede conllevar a complicaciones a mediano y largo
plazo si éstos no son detectados rápidamente o no se toman a tiempo las acciones terapéuticas apropiadas. Recientemente han
sido propuestos varios enfoques basados en técnicas de aprendizaje automático para mejorar la detección de estos episodios;
sin embargo, el desempeño de detección tiende a degradarse cuando se combinan las variaciones en el intervalo RR con la
amplitud de la onda R. En este trabajo se propone cuantificar el desfase temporal entre las series RR y la amplitud de la onda
R, relacionado con la aparición del episodio de apnea-bradicardia, mediante la correlación cruzada entre estas señales. Los
resultados obtenidos muestran que existe un desfase de 3, 416 ± 3, 981 s entre estas señales y que pudiera ser usado para
incrementar el desempeño de la detección usando los enfoques previamente propuestos.
Palabras Clave: Correlación Cruzada, Procesamiento Digital de Señales Fisiológicas, Apnea-Bradicardia, Electrocardiograma.
INTRODUCCIÓN
Los neonatos prematuros están expuestos a presentar episodios de apnea-bradicardia, pausas respiratorias seguidas de
una reducción significativa de la frecuencia cardíaca, asociados con la inmadurez del sistema nervioso autónomo. La repetición de estos episodios está relacionada con el grado de
prematuridad del neonato (peso y edad gestacional) y puede
afectar gravemente la oxigenación y la perfusión tisular a corto plazo así como afectar el desarrollo neuromotor del neonato
a mediano y largo plazo [1]. Esta condición puede complicarse aún más en presencia de infecciones, hipoxia o una patología intracranial. La aparición de estos episodios es difícil de
predecir debido a las complejas interacciones entre los sistemas respiratorio, circulatorio y nervioso autónomo, así como
el rápido aumento de la madurez del neonato prematuro.
Dependiendo del grado de prematuridad, en las unidades de cuidados intensivos neonatales (UCIN) los neonatos
prematuros son continuamente monitoreados usando diversos monitores electrónicos con el fin de detectar la apneabradicardia, entre otras patologías, y aplicar inmediatamente el tratamiento apropiado (estimulación manual, ventilación
por mascarilla, entubación, . . . ) para detenerlas y evitar las
complicaciones asociadas a una bradicardia profunda (de larga duración). No obstante, los detectores convencionales usados en las UCIN para detectar las apneas-bradicardias generalmente tienen una baja sensibilidad (baja capacidad de detectar el evento) y la detección se produce con un retardo importante, lo que conlleva a su vez se en un tiempo de intervención tardío por parte del personal médico [2].
Los episodios de apnea-bradicardia son detectados comúnmente a partir de la comparación instantánea de la amplitud del intervalo RR (duración del ciclo cardíaco) con respecto a umbrales fijos o relativos [3]. No obstante, otras características extraídas del electrocardiograma, tales como la
duración del complejo QRS y la amplitud de la onda R, han
mostrado cambios en sus dinámicas antes del inicio de la bradicardia [4], información que pudiera ser utilizada para mejorar el desempeño de la detección de estos episodios.
Varios enfoques basados en técnicas de aprendizaje automático han sido propuestos recientemente con el fin de detectar precozmente los episodios de apnea-bradicardia en neonatos prematuros [5, 6, 7]. En ese sentido, los enfoques basados
en modelos Markovianos y semi-Markovianos ocultos no solo
133
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Serie Temporal RR Normalizada (adim)
figura se puede observar la extracción del segmento de 14 s
a partir de la anotación del episodio de bradicardia realizada
por el médico especialista.
4
2
0
−
2
−4
7s
1100
1150
Tiempo (s)
1200
1250
1200
1250
(a)
Base de datos
1E
6
7s
METODOLOGÍA
148 series de tiempo (duración = 26, 25±11, 37 minutos)
correspondientes al intervalo RR (diferencia sucesiva de la
posición de los picos R) y a la amplitud de la onda R (diferencia entre la amplitud máxima de la onda R y el nivel isoeléctrico), fueron extraídas del ECG de 32 neonatos prematuros
que presentaban frecuentes episodios de apnea-bradicardia,
recluidos en la UCIN del Hospital Universitario de Rennes,
Francia [4]. Las series de tiempo RR y RAMP (amplitud de la
onda R) fueron posteriormente remuestreadas uniformemente a 10 Hz y normalizadas para tener media cero y varianza
unitaria.
233 episodios de apnea-bradicardia fueron anotados manualmente por un experto y corregidos posteriormente por
medio de una interpolación basada en una función sigmoide [5].
A partir de las 148 series de tiempo RR y RAMP se construyó un conjunto de datos conformado por N = 233 segmentos de 14 s de duración extraídos de ambas series de tiempo y
centrados en el inicio del episodio de apnea-bradicardia (7 s
antes y 7 s después de la anotación de la bradicardia). La figura 1 muestra un ejemplo de dos series de tiempo RR y RAMP
(normalizadas) con un episodio de apnea-bradicardia. En esa
8
1050
Serie Temporal Ramp Normalizada (adim)
presentan un desempeño de detección superior a los detectores comerciales usados en las UCIN sino que el instante de
detección se produce con un menor retardo al presentado por
los detectores comerciales [5]. Sin embargo, se ha observado
que cuando la serie de tiempo RR es combinada con las series
de tiempo correspondientes a la amplitud de la onda R y a la
duración del complejo QRS, el desempeño de la detección de
los episodios de apnea-bradicardia basado en modelos semiMarkovianos ocultos tiende a degradarse [8].
Este trabajo representa la continuación de los enfoques
previamente mencionados y tiene como objetivo principal
realizar el análisis de la correlación cruzada entre la serie de
tiempo RR y la serie amplitud de la onda R durante los episodios de apnea-bradicardia de neonatos prematuros, con el fin
de verificar la existencia de un desfase en el tiempo entre estas
series de tiempo, que esté relacionado con la aparición del episodio de apnea-bradicardia. La existencia de un desfase en el
tiempo entre estas series pudiera ser utilizado en los enfoques
de detección previamente propuestos para mejorar el desempeño de detección de los episodios de apnea-bradicardia.
En la siguiente sección se describen la base de datos utilizada en este trabajo y la metodología empleada para el estudio
de la correlación cruzada entre las series de tiempo RR y amplitud de la onda R. Posteriormente se presentan y analizan los
resultados obtenidos del análisis de correlación. Finalmente se
exponen las conclusiones del trabajo y se plantean los trabajos
a seguir en el área.
8
6
4
2
0
−
2
−4
7s
1050
1100
7s
1150
Tiempo (s)
(b)
Figura 1. a)Intervalo RR (línea azul) y b) Amplitud de la onda
R (línea roja) durante un episodio de apnea-bradicardia. Estas
series están normalizada como se explica en el texto. La línea
vertical (verde) corresponde a la anotación del inicio de la
bradicardia.
Análisis de la correlación cruzada
Para cada segmento n del conjunto de datos,
n = 1, . . . , N , N = 233, se determinó la correlación cruzada discreta φn [i] entre las series RRn y RAMPn , como se
detalla en la ecuación 1, donde i es el retardo aplicado entre
las series de tiempo para construir el vector de correlación a
través de la suma iterada sobre j.1
es el operador de la esperanza.
134
φn [i] = E(RRn [j] RAMPn [j − i])
X
=
RRn [j] RAMPn [j − i]
(1)
j
Luego, se determinó el desfase temporal τn para cada seg-
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
mento n, como se detalla en la ecuación 2. El valor τn representa la muestra i en donde ocurre el máximo de la correlación
φn [i]; dado que las series de tiempo fueron remuestreadas a 10
Hz, cada muestra de τn está separada 0, 1 s.
40
35
τn = arg max(φn [i])
(2)
i
Frecuencia
30
25
20
Finalmente, se construyó el vector del desfase de tiempo
τ = [τ1 , . . . , τN ]T y se determinó su mediana (τ̃ ), media (τ̄ ),
15
desviación estándar (στ ), asimetría (γτ , ver ecuación 3) y curtosis (βτ , ver ecuación 4).
10
5
τ − τ̄ 3
(3)
γτ = E
στ
−10
−5
0
5
10
Retardo Temporal (s)
τ − τ̄ 4
βτ = E
(4) Figura 3. Histograma del desfase en el tiempo entre las series de
στ
tiempo RR y RAMP .
RESULTADOS
Tiempo (s)
En la tabla I se presentan los resultados obtenidos del aná- DISCUSIÓN
lisis de los datos del vector de desfase en el tiempo τ . La fiLos resultados presentados en la tabla I indican una tengura 2 muestra el diagrama de caja del desfase de tiempo obdencia de concentración de los datos para valores positivos,
tenido y en la figura 3 se observa el histograma del desfase de
mayores que la media, lo cual se refleja equivalentemente en
tiempo.
las figuras 2 y 3. La desviación estándar (στ = 3, 981) presenta un nivel alto de esparcimiento de los datos; no obstante,
Tabla I. Resultados del análisis estadístico del desfase en el tiemla mayor concentración de los datos internos al intervalo de
po entre las series RR y RAMP .
incertidumbre son positivos. La relación entre la desviación
estándar y el intervalo de duración de los segmentos extraíIndicador
Valor
dos, será ampliamente estudiada en trabajos posteriores.
τ̃
3,100 s
Un valor de asimetría de γτ = 0, 214 señala una mayor,
τ̄
3,416 s
aunque no marcada, concentración de los datos por encima de
στ
3,981 s
la media (asimetría positiva), lo cual refuerza la presencia del
γτ
0,214
desfase temporal en el inicio del evento de apnea-bradicardia.
βτ
1,992
Por otro lado, una curtosis de βτ = 1, 992 representa una concentración reducida (platicúrtica) de los datos alrededor de la
media (βτ = 3 para una distribución normal o mesocúrtica).
De acuerdo a la metodología empleada para cuantificar el
12
desfase en las series RR y RAMP , el resultado obtenido indica
que el inicio del evento de apnea-bradicardia se refleja prime10
ramente en la amplitud de la onda R y luego en el intervalo
8
RR.
6
Este resultado no sólo permite definir al valor de
τ = 3, 416 ± 3, 981 s como un primer aproximado del des4
fase existente entre el intervalo RR y la amplitud de onda R
2
sino que también expone la posibilidad de disminuir el tiempo
0
de detección de la aparición del evento de apnea-bradicardia
−2
en el neonato prematuro.
−4
CONCLUSIONES
−6
Desfase Temporal RR−RAMP
Figura 2. Diagrama de caja del desfase en el tiempo entre las
series de tiempo RR y RAMP .
En este trabajo se realizó un análisis de correlación cruzada entre las series de tiempo correspondientes al intervalo RR
y a la amplitud de la onda R, con el fin de encontrar un desfase
135
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
en el tiempo en estas señales que pudiera estar asociado a la
aparición de los episodios de apnea-bradicardia en neonatos
prematuros.
Se analizaron 233 segmentos de 14 segundos de duración,
con datos de intervalo RR y amplitud de la onda R, centrados
en el inicio del episodio de apnea-bradicardia, y se encontró
que estas señales no se encuentran en fase en el tiempo durante los episodios de apnea-bradicardia. El desfase encontrado
fue de 3, 416 ± 3, 973, siendo reflejado el episodio de apneabradicardia en primer lugar en la amplitud de la onda R y
luego en el intervalo RR.
Además, los momentos estadísticos de asimetría y curtosis permitieron soportar los resultados gráficos obtenidos, según los cuales los datos presentan una forma platicúrtica (baja
concentración alrededor de la media) y una mayor concentración de los datos por encima de la media (asimetría mayor que
cero).
Los resultados encontrados en este trabajo están en concordancia con trabajos previos [4, 9] en donde se demostró
que la amplitud de la onda R pudiera ser un indicador precoz
de los episodios de apnea-bradicardia en neonatos prematuros.
Los trabajos futuros incluyen el análisis de la correlación
cruzada para diferentes ventanas de observación y el análisis
de la correlación cruzada entre el intervalo RR y la duración
del complejo QRS y entre la amplitud de la onda R y la duración del complejo QRS. También se pretende utilizar los valores del desfase temporal encontrados para mejorar los detectores de apnea-bradicardia basados en modelos Markovianos
ocultos [5].
AGRADECIMIENTOS
Este trabajo fue parcialmente financiado por el proyecto
ECOS NORD V14S02.
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IEEE, pages 946-949. IEEE, IEEE, 09 2009.
136
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
DISPOSITIVO BASADO EN PSoC PARA MEDICIÓN DE SEÑALES
ELECTROMIOGRÁFICAS Y DE ACELERACIÓN EN ATLETAS
R.Montes1, F.Sirit2 , C. Murillo2
1
Universidad Politécnica Territorial de Falcón Alanso Gamero
2
Universidad Experimental Francisco de Miranda
email: [email protected]
RESUMEN
Con el transcurrir de los años se ha incrementado el uso de la tecnología para mejorar las técnicas de entrenamiento. Esta
realidad no escapa del boxeo donde los atletas deben estar en continuo entrenamiento ejecutando técnicas de defensa para su
buen desempeño. En este trabajo propone un dispositivo basado en la tecnología de PSoC donde captura señales
electromiográficas y la aceleración del movimiento en ese instante, para luego ser transmitida a la computadora para
propósitos de depuración. El dispositivo consta de 4 canales, lo cual cada uno se le realiza una preamplificación de ganancia
400, cada señal es multiplexada y luego filtrada con parámetro (6Hz-500Hz), para finalmente pasar por el convertidor
análogo-digital con frecuencia de muestreo de 2kHz. Las pruebas realizadas se obtuvieron señales con un nivel de
interferencia producto de la comunicación RS232, esto es solucionado con la ayuda de Matlab donde la señal es
descontaminada de ruido.
Palabras claves: boxeo, electromigrafía, aceleración, PSoC.
INTRODUCCIÓN
Con el transcurrir de los años se ha incrementado el uso
de la tecnología para mejorar las técnicas de entrenamiento.
Estos avances tecnológicos han permitido a los atletas
obtener mejores condiciones físicas y por ende, resultados
más favorables en las competencias donde participan.
Esta realidad no escapa del boxeo donde los atletas deben
estar en un continuo entrenamiento ejecutando técnicas de
defensa y ataque requeridas para su buen desempeño.
Al estudiar el comportamiento de las señales
bioeléctricas capturadas sobre músculos específicos en el
momento en que el boxeador realiza un movimiento de
ataque se puede determinar la intensidad de la contracción
muscular así como la aceleración instantánea con la que se
efectúa el golpe. El estudio de estas señales permitirá luego
corregir y mejorar las distintas técnicas de golpeo
maximizando de este modo el rendimiento del atleta.
En la figura 1 se observa una señal electromigráfica
(EMG) típica del tríceps de un atleta capturada mediante
electrodos superficiales. Cuando el atleta realiza
movimientos se producen ráfagas aleatorias de voltaje cuya
intensidad y duración está dada por la naturaleza de la
contracción. Durante los periodos de relajación o descanso
la línea base no debería ser más alta que 3 a 5 uV [1]. Estas
señales aleatorias en general pueden llegar hasta los 5 mV en
atletas y típicamente el rango de frecuencia esta entre 6 y 500
Hz, mostrando las frecuencia con poder entre 20 y 150hz [1].
Figura 1. Señal EMG capturada del tríceps de un atleta
mediante electrodos superficiales
En [2] se realizó un estudio del comportamiento de las
extremidades superiores, basándose en la respuesta de
determinados músculos. En esta investigación se obtuvo una
metodología para el reconocimiento de patrones de
movimiento a partir de señales electromiográficas (EMG)
del sistema fisiológico brazo–antebrazo, el cual parte del
diseño y construcción de un sistema de instrumentación para
la captación de señales electromiográficas.
A través de un estudio realizado pudo estimarse la
velocidad de los movimientos básicos de la mano usando
redes neuronales artificiales a partir del sensado de la
actividad electromiográfica del antebrazo [3]. Para la
implementación del algoritmo propuesto fue necesario
adaptar un modelo funcional de laboratorio para la medición
de la velocidad, usando procesamiento digital de imágenes,
presentando un error bajo en la medición de velocidad.
En [4] se describe el diseño e implementación de un
electromiógrafo capaz de capturar y procesar señales
eléctricas de los músculos tomadas en la superficie de la piel.
Este equipo consta de una etapa de acondicionamiento de la
señal (amplificación y filtrado), seguida por la digitalización,
procesamiento de la señal y transmisión de datos por medio
de USB.
137
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Por otra parte, los Sistemas Programables en un Chip
(PSoC) son una tecnología introducida por Cypress
MicroSystems [5] que permite abaratar los costes totales de
los sistemas basados en microprocesadores. Esto tecnología
permite crear sistemas completos que incluyan componentes
analógicas y digitales dentro de un único componente.
En este trabajo se diseña e implementa un dispositivo
basado en el chip PSoC CY8C29466 [6] capaz de capturar 4
canales de señales electromiografícas como pueden ser las
provenientes de los músculos del tríceps y el hombro de un
boxeador. Para la captura de estas señales se emplearon
electrodos superficiales del tipo pediátrico usados en
estudios de electrocardiografía. Adicionalmente se
contempla en el diseño la captura de señales de aceleración
del puño del atleta con ayuda del chip MPU6050 [7] con
interface de conexión SPI. Las muestras capturadas se
almacenan en una tarjeta del tipo SD para su posterior
procesamiento al mismo tiempo que se envían en tiempo real
a la computadora mediante interface serial con fines de
depuración.
realizándose a su salida funciones de filtrado y
amplificación. Primeramente la señal pasa a través de un
filtro pasa-alto que elimina el nivel de corriente directa de la
etapa anterior, a la vez que amplifica la señal al nivel
necesario para su posterior conversión análogo-digital.
Luego, la señal pasa a través de un filtro pasa-bajo
antialiasing limitándola en banda y que posteriormente es
convertida a su versión digital mediante un conversor
análogo-digital. Por otra parte, un chip dedicado registra la
señal de aceleración, la cual es enviada mediante interface
SPI al procesador. Todas las muestras capturadas son
almacenadas en tiempo real en una tarjeta de memoria flash
del tipo SD para su posterior procesamiento.
Adicionalmente, se incorpora una interface de comunicación
serie para la transmisión de datos a la computadora con fines
de depuración.
En la figura 2 se señalan los distintos componentes a
implementar con la tecnología PSoC.
IMPLEMENTACIÓN
METODOLOGÍA
Alimentación y referencia: Los dispositivos de la familia
PSoC permiten voltajes de alimentación en el rango de 3.3V
a 5V. En este diseño se ha decidido usar el mayor voltaje
puesto que favorece el comportamiento ante el ruido, lo cual
es requerido al trabajar con señales débiles como las
electromiográficas. Por cuestiones de simplicidad y precio se
decide usar una única fuente de alimentación unipolar que en
una implementación final podría basarse en un regulador de
voltaje lineal alimentado por baterías. Para el trabajo con
señales bipolares se genera una tierra analógica artificial
dentro de PSoC, la cual es enrutada hacia el exterior de este
para que pueda ser utilizada por los AI y el resto del sistema.
En este caso se propone usar la referencia interna Vdd/2 +/Vdd/2.
DIAGRAMA GENERAL
Tratando de lograr un balance entre prestación y precio
se propone una arquitectura multiplexada como la mostrada
en la figura 2 para la adquisición de las distintas señales.
La primera etapa consiste en un amplificador
de instrumentación (AI) por cada canal, en este caso 4
canales. Esta etapa amplifica la señal diferencial captada
por los electrodos ubicados sobre los músculos del atleta al
mismo tiempo que reduce los efectos del ruido común a
ambas entradas.
Preamplificación: Debido a los bajos niveles de voltaje de
las señales proveniente de los electrodos y los altos niveles
de ruido que pudieran generarse por fuentes externas, se
propone utilizar AIs externos al PSoC con una alta razón de
rechazo al modo común. En este caso se emplean
amplificadores AD620, capaces de funcionar con voltajes
tan bajos como +/- 2,3 V, lo cual queda dentro del rango de
alimentación del PSoC (5 V). La ganancia de los AI es
configurada mediante un resistor a 400. Dicho valor permite
lograr un elevado valor de ganancia al mismo tiempo que no
satura el canal debido al corrimiento de voltaje según las
pruebas realizadas.
Figura 2. Diagrama general
Las salidas de los AI se introducen a un multiplexor
analógico, a partir del cual se implementa una única cadena
de acondicionamiento que permite reducir costos,
138
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
es a través del bus analógico de la última columna el cual se
conecta al terminal de salida P02.
Figura 4. Sistema de filtrado
Filtrado pasa-bajo: El filtrado pasa-bajo antialiasing se
consigue mediante un módulo LPF2 conectado a la salida de
la etapa anterior y ubicado en los bloques de capacitores
conmutados ASC12 y ASD22. El diseño del mismo se
realiza a través de las herramientas de diseño ofrecidas en el
ambiente de desarrollo PSoC Designer usando aproximante
de Bessel (respuesta plana en la banda de paso) y frecuencia
de corte de 500 Hz. Se emplea una configuración inversora
puesto que la señal ya había sido invertida en la etapa
anterior.
Figura 3. Preamplificación con AD620
Multiplexado: Las salidas de los AI son introducidas a un
multiplexor analógico implementado con el módulo de
usuario REFMUX de PSoC que ha sido ubicado en el bloque
de tiempo continuo ACB01 como puede observarse en la
figura 3. Este módulo es usado de conjunto con el módulo
AMUX8 que permite tener acceso a los 8 terminales de P0.
La salida del multiplexor es conectada al bus analógico de la
segunda columna el cual a su vez es conectado al terminal
P05.
Conversión análogo-digital: Para una frecuencia máxima
de la señal de 500 Hz, según el límite de Nyquist debería
usarse una frecuencia de muestreo teórica de al menos 1 kHz.
En la práctica deberán usarse frecuencias de muestreo
mayores, en dependencia de la caída del filtro antialiasing y
de la resolución de los convertidores utilizados. En nuestro
caso hemos decidido usar una frecuencia de muestreo
efectiva de 2 kHz por canal. Como en nuestro diseño se
contemplan 4 canales el convertidor deberá muestrear a 8
kHz.
El conversor análogo-digital se ha ubicado a la salida del
filtro pasa-bajo en los bloques de capacitores conmutados
ASC21 y ASD11. Se ha empleado uno del tipo sigma-delta
por la alta frecuencia de muestreo requerida. Incluso en
arquitecturas multiplexadas las dos primeras muestras deben
ser desechadas por lo que se requiere muestrear a una
frecuencia 3 veces superior, que en nuestro caso sería 8 x 3
= 24 muestras/s. La salida es en 16 bits sin signo de los cuales
solo son válidos los 12 menos significativos.
Filtrado pasa-alto: El terminal de salida P05 del multiplexor
es conectado al terminal de entrada P07, que a su vez se
conecta con el bloque de tiempo continuo ACB02 donde es
ubicado un módulo de usuario PGA. Este último se
concatena con el módulo INVAMP ubicado en ACB03.
Ambos módulos conforman la parte activa de un filtro pasaalto que es complementado mediante una red RC externa
como es mostrado en la figura 2. Este diseño está basado en
la nota de aplicación AN2320 [8] y los valores fueron
calculados a partir de una herramienta de software ofrecida
por el autor de la misma. Los valores de las componentes son
R1=500 Ω, R2=100 KΩ, R3=500 KΩ, R4=10 KΩ,
C1=440nF y C2=220nF. La ganancia total del filtro es -12:
4 para el módulo PGA y -3 para el módulo INVAMP.
Multiplicando esta ganancia por la de 400 obtenida en los AI
se obtiene una ganancia total de 4800. La frecuencia de corte
calculada es de aproximadamente 6 Hz. La salida del filtro
Transmisión a la computadora: Con fines de depuración
se ha contemplado la posibilidad de enviar las muestras
139
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
capturadas en tiempo real hacia la computadora. Para la
comunicación se ha escogido la interface RS232 por su
facilidad de empleo y puesta a punto. Debido a los límites
impuestos por la norma se ha decidido enviar las muestras de
un solo canal a la vez a una velocidad de 57600 bits/s, 8 bits
de datos, sin paridad, un bit de parada, sin control de flujo.
Para la comunicación se ha empleado el módulo de usuario
UART de PSoC conectado a los terminales P16 (RX) y P27
(TX).
la figura 6. Se emplearon en este caso filtros de tipo notch
para eliminar la frecuencia de 60 Hz y sus armónicos. Aún
se mantienen voltajes relativamente altos en la línea base, los
cuales deberán ser minimizados mediantes técnicas de
montaje de circuito impreso y apantallamiento en la
implementación final. En el gráfico a la derecha de la figura
6 podemos comprobar los datos reportados en la literatura en
cuanto a ancho de banda y potencia de este tipo de señales.
Señal de aceleración: Para el registro de la señal de
aceleración se ha empleado el integrado MPU6050. Este
envía mediante la interface SPI hacia PSoC 16 bits por
muestra por cada uno de los 3 ejes de aceleración. El manejo
de dicho integrado se logra desde PSoC con un módulo de
usuario SPIM ubicado en un bloque digital de
comunicaciones.
Almacenamiento: Para el almacenamiento de las muestras
se emplea una tarjeta de memoria del tipo SD. Esta es
manejada desde PSoC mediante interface SPI mediante un
módulo de usuario SDCard ubicado en un bloque digital de
comunicaciones.
Figura 6. Señal filtrada eliminando frecuencia de 60 Hz
y sus armónicos (izquierda). Densidad espectral de
potencia (derecha)
RESULTADOS
Los resultados obtenidos hasta el momento son
preliminares, aún queda por poner a punto la adquisición de
las señales de aceleración y el almacenamiento de muestras
en la tarjeta SD.
La gráfica a la izquierda de la figura 5 muestra la señal
recibida por la interface serial para dos contracciones
prolongadas y cuatro breves del tríceps. Como puede
observarse la señal se encuentra muy contaminada con ruido.
La parte derecha de esta misma figura muestra una gráfica
con la densidad espectral de potencia de dicha señal. Pueden
observarse picos elevados correspondientes a la frecuencia
de 60 Hz y sus armónicos.
CONCLUSIONES
Con la implementación de PoSC se puede minimizar el
diámetro de equipos para aplicaciones biomédicas. En
cuanto a su arquitectura es muy flexible, ya que permite
cambiar las configuraciones de los periféricos analógicos y
digitales según sea la necesidad o si los resultados obtenidos
no son satisfactorios, estas configuraciones se realizan vía
software.
Una de las limitantes al utilizar esta tecnología es que no
tiene fácil acceso en el mercado de nuestro país. No optante
la tecnología no es hardware libre, esto repercute en la
facilidad de obtener una reutilización y adaptación de
diseños permitiendo así innovar y mejorarlos de forma
colaborativa.
Figura 5. Señal capturada correspondiente a dos
contracciones prolongadas y cuatro breves del triceps
(izquierda). Densidad espectral de potencia (derecha)
REFERENCIAS
1. Honrad M (2005), The ABC of EMG. A Practical
Introduction to Kinesiological Electromyography
2. Aficas E, Baquero J, Suarez E, Reconocimiento de
patrones de movimiento del sistema fisiológico brazoantebrazo, a partir de señales
Con el empleo de un osciloscopio y midiendo justo a la
entrada del conversor análogo-digital pudo corroborarse que
la introducción de este tipo de ruido se debe
fundamentalmente a la conexión del dispositivo con la
computadora mediante la interface RS232.
También con la ayuda de Matlab la misma señal mostrada
en la figura 5 fue descontaminada de ruido y es mostrada en
140
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
3. Sandoval C, Villamizar R et al (2010) Estimación de
velocidad del movimiento de mano usando redes
neuronales artificiales y mediciones electromiográfica,
Ingeniería Biomédica vol. 4, 2010, pp 41-56
4. Rojas W, Santa F (2012), Implementación de un
electromiográfico con interfaz USB, Tecnura:
Tecnología y Cultura Afirmando el Conocimiento,
2012, pp 117-130
5. Cypress
MicroSystem
(2014)
en
www.cypress.com/psoc
6. Cypress MicroSystems (2004), PSoC Mixed-Signal
Array, Final Data Sheet, Document No.38-12013 Rev.
G
7. InvenSense (2013), MPU-6000 and MPU-6050 Product
Specification rev. 3.4, www.invensense.com
8. Grygorenko V (2005), Application Note AN2320 Offset
Compensation for High Gain AC Amplifiers
141
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
VARIABILIDAD DE LA FRECUENCIA CARDÍACA DURANTE LA PRUEBA
ORAL DE TOLERANCIA A LA GLUCOSA EN SUJETOS CON SÍNDROME
METABÓLICO, SEDENTARIOS Y DEPORTISTAS
Gilberto Perpiñán1 , Erika Severeyn1 , Sara Wong1,2 , Miguel Altuve3
Grupo de Bioingeniería y Biofísica Aplicada, Universidad Simón Bolívar, Caracas, Venezuela
2
Investigador Prometeo, Universidad de Cuenca, Cuenca, Ecuador
3
Facultad de Ingeniería Electrónica, Universidad Pontificia Bolivariana, Bucaramanga, Colombia
[email protected], [email protected], [email protected], [email protected]
1
RESUMEN
El estudio de la variabilidad de la frecuencia cardíaca es útil en la evaluación del desempeño del sistema nervioso autónomo y
para explorar afecciones del sistema cardiovascular. El análisis de la variabilidad de la frecuencia cardíaca se ha utilizado para
evaluar la respuesta cardíaca de deportistas y para analizar patologías como la diabetes o el síndrome metabólico. La intensión
del presente trabajo es analizar indicadores temporales, frecuenciales y no lineales de la variabilidad de la frecuencia cardíaca
en sujetos diagnosticados con síndrome metabólico, sedentarios y deportistas. La particularidad de este estudio radica en que la
variabilidad de la frecuencia de estos sujetos es analizada durante una prueba oral de tolerancia a la glucosa (POTG) de cinco
etapas. En ese sentido, el ECG fue adquirido durante los primeros 15 minutos de cada una de las etapas de la POTG. El objetivo
es comparar los indicadores de la variabilidad de la frecuencia cardíaca entre grupos y entre etapas de la POTG. Los resultados
obtenidos muestran que los indicadores SDANN, RMSSD y SD2 son estadísticamente diferentes (p < 0,05) entre los pacientes
con síndrome metabólico y los deportistas.
Palabras Clave: Variabilidad de la Frecuencia Cardíaca, Análisis Estadístico, Procesamiento Digital de Señales Biomédicas,
Síndrome Metabólico.
INTRODUCCIÓN
La diabetes es una enfermedad que se caracteriza por trastornos del metabolismo de los carbohidratos, las grasas y las
proteínas, como consecuencia de anomalías de la secreción
o del efecto de la insulina. Con el tiempo, la diabetes puede
causar complicaciones tales como la neuropatía autonómica
cardiovascular, disfunción e insuficiencia de diversos órganos [1].
La diabetes es una enfermedad progresiva, por tanto, existen factores que predisponen a su aparición, entre ellos se
encuentran el síndrome metabólico. El síndrome metabólico
engloba un conjunto de síntomas (hiperglicemia, obesidad
central, dislipidemia e hipertensión arterial) que juntos predisponen al individuo a sufrir de enfermedades cardiovasculares
y diabetes [2]. Los sedentarios tienen más probabilidades de
desarrollar el síndrome metabólico que los deportistas [3]. Tanto el síndrome metabólico como la diabetes son problemas de
salud pública del siglo XXI.
La variabilidad de la frecuencia cardíaca (VFC) es una
herramienta muy usada para investigar la función simpática y
prasimpática del sistema nervioso autónomo. La VFC corres-
ponde a las fluctuaciones del ritmo cardíaco alrededor de la
media del ritmo cardíaco, y puede ser usada como un reflejo
del sistema de control cardiorespiratorio. En pacientes diabéticos se ha observado una reducción de la VFC [4] mientras que
en maratonistas, además de bradicardia en reposo, se ha observado una alta VFC [5]. Por otro lado, las mujeres con síndrome
metabólico presentan diferencias en la VFC en comparación
con las mujeres que no presentan esta condición [6].
La prueba oral de tolerancia a la glucosa (POTG) es utilizada en el diagnóstico de la diabetes. Esta prueba consiste en
la medición de los valores de glucosa e insulina en ayunas, y
cuatro mediciones de glucosa e insulina después de ingerir 75
gr de glucosa en intervalos de 30 minutos. En el análisis de la
VFC durante una POTG de mujeres embarazadas diagnosticadas con diabetes gestacional se observa que la hiperglucemia
crónica y la hiperinsulinemia alteran la modulación del sistema
nervioso autónomo [7].
El objetivo del presente estudio es analizar la VFC durante
una POTG de cinco etapas en tres grupos de individuos: pacientes diagnosticados con síndrome metabólico, sedentarios
y deportistas. Para cumplir con este objetivo se adquirió el
ECG de estos individuos durante cada una de las etapas de la
142
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
POTG, con una duración de 15 minutos por etapa. Posteriormente se comprobaron indicadores temporales, frecuenciales
y no lineales de la VFC entre grupos de individuos y entre etapas de la POTG con el fin de hallar indicadores que permitan
caracterizar a estos grupos.
El resto de este trabajo está organizado de la siguiente
manera. El siguiente sección se describen la base de datos
utilizada, las técnicas utilizadas para el estudio de la VFC y
el análisis estadístico empleado para realizar las comparaciones. Luego se presentan y analizan los resultados obtenidos
sobre estos grupos. Las conclusiones y los trabajos futuros son
presentados en la última sección del documento.
el dominio frecuencial corresponden a la potencia en la banda
de baja frecuencia (LF, 0,04 − 0,05 Hz) y alta frecuencia (HF,
0,15 − 0,4 Hz).
Para el análisis no lineal se utilizaron los diagramas de
Poincaré, en donde se grafica cada intervalo RR en función
del siguiente intervalo RR. Se utilizaron dos descriptores correspondientes al ancho (SD1) y a la longitud (SD2) de la
dispersión de los puntos. SD1 representa la variabilidad de
corta duración y SD2 la variabilidad de larga duración.
Todos los indicadores fueron obtenidos usando el software
MATLAB.
Análisis estadístico de los datos
Se utilizó la prueba U de Mann-Whitney para comparar
METODOLOGÍA
las medianas de todas las variables, tanto entre grupos (DB1,
DB2, DB3) como entre las etapas de la POTG. Un valor de
Base de datos
La datos usados en esta investigación corresponden a regis- p< 0,05 fue considerado como estadísticamente significativo.
tros electrocardiográficos de 40 sujetos que fueron sometidos
RESULTADOS
a la POTG de cinco muestras. El ECG consta de 12 canales
adquiridos simultáneamente a una frecuencia de muestreo de
Dos sujetos de la población DB2 fueron excluidos por pre1000 Hz y con resolución de 12 bits. La duración de cada sentar una serie de tiempo RR con muchos falsos positivo y
registro ECG es de 15 minutos y fue adquirido en cada etapa falsos negativo.
de la POTG.
La tabla I muestra la media± desviación estándar de los
Los 40 sujetos de la base de datos fueron divididos en tres valores de los variables analizadas en este estudio, en cada
conjuntos de acuerdo a su condición:
etapa de la POTG, para cada grupo.
DB1: 15 sujetos con síndrome metabólico.
DB2: 15 sujetos deportistas.
DB3: 10 sujetos sedentarios.
Para mayor información acerca del protocolo clínico y la
base de datos favor referirse a [8, 9].
Análisis de la VFC
La VFC es analizada a partir de la serie de tiempo RR, la
cual a su vez es extraída de la señal electrocardiográfica. Los
complejos QRS del ECG fueron detectados en cada canal usando un algoritmo basado en ondículas [10]. Posteriormente, las
detecciones de cada canal fueron combinadas usando una regla
tipo votación para decidir sobre la presencia de los complejos
QRS [11].
La serie de tiempo RR fue obtenida como la diferencia
sucesiva de complejos QRS. Los valores atípicos (outliers)
provenientes de extrasístoles y artefactos fueron corregidos
por medio de una interpolación lineal. Luego, la serie de tiempo RR fue remuestreada a 2 Hz con el objetivo de obtener una
serie espaciada uniformemente.
El análisis de la VFC se realizó usando métodos lineales
en el dominio del tiempo, de la frecuencia y no lineales. Los
índices en el dominio temporal corresponden a SDNN (desviación estándar de los intervalos RR), SDANN (desviación
estándar del promedio de los intervalos RR en segmentos de
5 minutos), RMSSD (raíz media cuadrada de las diferencias
sucesivas de los intervalos RR), y PNN50 (porcentaje de las diferencias entre intervalos RR que son >50ms ). Los índices en
Se encontraron diferencias significativas en la variable
SDANN entre los grupos DB1 y DB2 en la última etapa de la
POTG (p < 0,053). También se encontraron diferencias significativas en el valor RMSSD en las cinco etapas de la POTG
entre DB1 y DB2. Esta variable también arrojó diferencias
significativas en la etapa 2 de la POTG entre DB1 y DB3. Por
otro lado, el descriptor SD2 de Poincaré mostró diferencias
significativas entre DB1 y DB3 en la 5 etapa de la POTG.
No se encontraron diferencia significativas entre grupos
en las variables LF y HF, resultados que se relacionan con
los presentados en [12]. De igual manera, no se encontraron
diferencias significativas con las variables SDNN, PNN50 entre grupos. No se encontraron diferencias significativas entre
etapas de la POTG en ninguno de los grupos en estudio
Las figuras 1, 2 y 3 muestran la dispersión de los intervalos
RR en un diagrama de Poincaré para un sujeto de cada grupo.
143
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Tabla I. Indicadores de la VFC para las 5 etapas de la POTG para cada grupo.
Grupo
Indicador
SDNN
SDANN
RMSDD
LF
HF
SD1
SD2
SDNN
SDANN
RMSDD
LF
HF
SD1
SD2
SDNN
SDANN
RMSDD
LF
HF
SD1
SD2
DB1
DB2
DB3
1
SD1:
24.5 ms
SD2:
74.3 ms
POTG etapa 1
99.6 ±32.8
50.3± 21.3
426.3± 64.4
115.2±99.2
25.3± 21.8
29.92±13.9
89.17±35.81
165.5 ±90.1
124.8±86.2
746.5± 366.1
351.8±505.3
122.7± 185.2
39.98±30.5
107.3±57.13
123.9±40.4
61.2±28.1
500.5 ± 95.4
140.2±97.5
36.1± 50.9
39.98±30.5
107.3±57.13
POTG etapa 2
111.5 ± 40.4
51.8± 17.0
418.3± 69.1
141.7± 114.8
31.0 ±34.6
32.35±16.99
96.47±42.22
164.9 ± 74.0
99.3± 75.5
692.8± 303.7
362.8± 552.8
78.1 ±101.4
39.92±19.13
100.6±28.97
128.4± 43.6
68.3± 39.2
533.9 ± 95.5
154.1± 102.9
33.8±26.3
39.92±19.13
100.6±28.97
POTG etapa 3
126.4± 52.5
69.1 ±43.1
430.4± 82.7
183.8± 146.4
53.3± 63.2
30.91±14.41
96.92±35.56
184.6±139.8
130.1 ±126.6
713.9± 332.3
733.3± 1882.9
200.7± 458.3
50.19±24.61
119.1±40.45
132.7±34.5
64.6±24.9
526.6± 115.9
186.2±130.2
46.3± 69.3
50.19±24.61
119.1±40.45
0.85
POTG etapa 4
111.2± 41.3
65.5 ± 58.8
436.3 ± 83.6
143.1 ± 103.1
28.7 ± 25.8
29.11±11.86
83.51±21.31
181.4±107.6
144.1 ± 238.7
702.5 ± 317.9
635.9± 1384.9
147.0 ± 314.4
43.23±21.96
119.1±45.45
121.2±30.7
59.7± 25.9
487.6± 81.5
159.0± 124.6
41.0 ± 69.8
43.23±21.96
119.1±45.45
SD1:
13.5 ms
SD2:
51.8 ms
POTG etapa 5
108.1± 38.1
49.6± 20.1
444.2± 75.1
133.6± 108.2
26.2±29.8
28.67±14.42
81.8±26.16
188.6±131.7
115.5± 110.4
676.3± 305.1
633.8±1174.6
202.7±482.1
36.2±17.23
103.3±28.73
128.1±33.4
45.1± 23.8
500.1± 86.2
162.8±130.1
36.5±46.8
36.2±17.23
103.3±28.73
0.95
0.8
RRn+1(s)
RRn+1 (s)
0.9
0.85
0.75
0.7
0.8
0.65
0.75
0.7
0.6
0.7
0.75
0.8
0.85
RRn (s)
0.9
0.95
1
0.6
Figura 1. Diagrama de Poincaré para un sujeto del grupo DB1
0.65
0.7
0.75
RRn (s)
0.8
0.85
Figura 2. Diagrama de Poincaré para un sujeto del grupo DB2
144
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
SD1:
22.7 ms
SD2:
61.2 ms
tados y permitan hacer clasificaciones de sujetos con síndrome
metabólico y sujetos sin esta condición.
1.15
AGRADECIMIENTOS
RRn+1(s)
1.1
S. Wong agradece el patrocinio de PROMETEO, Secretaría de Educación Superior, Ciencia, Tecnología e Innovación,
Ecuador.
1.05
1
REFERENCIAS
0.95
[1] Vinik, A. I. et al (2013): Diabetic cardiac autonomic neuropathy, inflammation and cardiovascular disease. Journal
of diabetes investigation, 4(1):4-18.
0.9
[2] Grundy, S. M. (2012): Pre-diabetes, metabolic syndrome,
and cardiovascular risk. Journal of the American College
of Cardiology, 59(7):635-643.
0.85
0.85
0.9
0.95
1
1.05
RRn(s)
1.1
1.15
Figura 3. Diagrama de Poincaré para un sujeto del grupo DB3
[3] Rennie, K. L. et al (2003): Association of the metabolic
syndrome with both vigorous and moderate physical activity. International journal of epidemiology, 32(4):600-606.
[4] Koskinen, T. et al (2009): Metabolic syndrome and shortterm heart rate variability in young adults. Diabetic Medicine 26(4):354-361.
Se encontraron diferencias en varios índices temporales y
del análisis no lineal de la VFC entre sujetos pertenecientes a [5] Jensen, K. (1997): Pronounced resting bradycardia in male
elite runners is associated with high heart rate variability.
las poblaciones DB1 y DB2, y entre DB1 y DB3. De acuerdo
Scandinavian journal of medicine & science in sports,
a la tabla I se observa que los indicadores de la VFC en los
7(5):274-278.
sujetos DB1 están reducidos con respecto a las otras poblaciones. Solo los valores RMSSD y un valor SDANN en la quinta [6] Assoumou, H. et al (2010): Metabolic syndrome and shortterm and long-term heart rate variability in elderly free of
etapa de la POTG presentaron diferencias significativas entre
clinical cardiovascular disease: the PROOF study. Rejuvelos sujetos DB1 y los demás grupos.
nation research 13(6):653-663.
El valor RMSSD muestra la influencia del sistema nervioso parasimpático sobre el sistema cardiovascular. Los valores [7] Weissman, A. et al (2006): Power spectral analysis of heart
rate variability during the 100-g oral glucose tolerance test
reducidos de RMSSD en sujetos con síndrome metabólico se
in pregnant women. Diabetes care, 29(3):571-574.
relaciona con hipoactividad parasimpática en estos sujetos. De
los tres grupos, los indicadores en los sujetos de DB2 mostra- [8] Altuve, M. et al (2014): Adaptation of five indirect insulin sensitivity evaluation methods to three populations:
ron los valores más altos. Esto puede asociarse con la actividad
Metabolic syndrome, athletic and normal subjects. In Enfísica que realizan constantemente estos individuos.
gineering in Medicine and Biology Society (EMBC), 2014
Es conocido que el descriptor SD2 es una medida de la
36th Annual International Conference of the IEEE: pp
variabilidad de larga duración y refleja la activación parasim4555-4558.
pática. SD2 se muestra disminuido en todas las etapas de la
[9] Ledezma, C. et al (2014): A new on-line electrocardioPOTG pero con diferencias en la última etapa, lo cual puede
graphic records database and computer routines for data
indicar activación disminuida de la función parasimpática.
analysis. In Engineering in Medicine and Biology Society
(EMBC), 2014 36th Annual International Conference of
the IEEE: pp 2738-2741.
CONCLUSIONES
DISCUSIÓN
[10] Martínez, J. et al (2004): A wavelet-based ECG delineaEn este trabajo se analizó la VFC en sujetos con síndrome
tor: evaluation on standard databases. Biomedical Engimetabólico, maratonistas y sedentarios sin síndrome metabóneering, IEEE Transactions on 51(4): pp 570-581.
lico. Los sujetos con síndrome metabólico presentaron reducción en todos los indicadores de la VFC en comparación con [11] Ledezma, F. y Altuve, M. (2015): Fusión de datos para
detectar complejos QRS en registros electrocardiográfilos otros grupos. El análisis realizado arrojó que los indicadocos multicanal. V Congreso Venezolano de Bioingeniería,
res de la VFC SDANN, RMSSD y SD2 permiten diferenciar
Mérida, Venezuela.
entre los grupos en estudio.
[12] Severeyn, E. et al (2012): Methodology for the study of
Los trabajos futuros pueden incluir otros indicadores no
metabolic syndrome by heart rate variability and insulin
lineales de la VFC como el análisis de fluctuaciones sin tensensitivity. Revista Brasileira de Engenharia Biomédica,
28(3): pp 272-277.
dencias y la entropía aproximada, que complementen los resul-
145
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
DISEÑO E IMPLEMENTACIÓN DE UN PROTOTIPO DE SISTEMA TIPO
HOLTER DE SEÑALES ELECTROCARDIOGRÁFICAS
F. P. Boet, I. Aguirre, C. S. Gómez.
Departamento de Control y Automatización, Escuela de Sistemas. Universidad de los Andes.
e-mail: [email protected]
RESUMEN
Los sistemas para la adquisición de señales electrocardiográficas, han evolucionado según diversas necesidades o
aplicaciones. En algunos casos, estas necesidades eran de índole económico, de portabilidad y tiempos de funcionamiento,
dando lugar a la realización de un dispositivo portátil llamado Holter, que permitiera contener cada uno de estos aspectos.
Este proyecto está orientado a la realización de un dispositivo portátil que permita estudiar las enfermedades cardíacas. Su
objetivo principal es el diseño, desarrollo e implementación de un sistema de pequeñas dimensiones y bajo costo, capaz de
realizar un registro de la señal electrocardiográfica. El sistema está formado por una etapa analógica de adquisición
encargada de capturar la señal y acondicionarla para luego ser digitalizada mediante un convertidor analógico-digital, y
finalmente, enviarla a un microordenador Raspberry Pi que se encarga de controlar la grabación de las señales en un
dispositivo de almacenamiento externo.
Palabras Clave: Adquisición de datos, Conversión analógico-digital, Electrocardiografía, Holter.
Actualmente, los registradores Holter son dispositivos
compactos, ligeros y robustos, ya que graban en memoria de
estado sólido y pueden llegar a pesar tan sólo 78 gramos, lo
que ha sido un tema de gran interés para propulsar varios
trabajos de investigación universitarios y particulares, con un
incremento significativo en la mejora y modernización de
este instrumento.
En efecto, Cardona et al. [2] desarrollaron un proyecto
titulado “Sistema para la adquisición de señales
electrocardiográficas utilizando matlab", en donde se
presenta un sistema para la obtención de nueve derivaciones
de un electrocardiograma utilizando una herramienta para la
adquisición de datos de Simulink, conectando la etapa de
instrumentación con el software Matlab a través de una
tarjeta de adquisición de datos (TAD).
Por su parte, Álvarez [3] en su artículo titulado “Sistema
informático para análisis de cardiopatía Holter", construyen
un prototipo de electrocardiograma ambulatorio de un canal
de adquisición de señales, utilizando un convertidor
analógico-digital (A/D) para transformar la señal y enviarla a
un computador a través de una TAD. Dugarte et al. [4]
presentan en el artículo “Certificación del sistema ECGAR
para su aplicación en centros de salud", la comprobación del
funcionamiento de un electrocardiógrafo de alta resolución
desarrollado en la Universidad de los Andes.
Asimismo, Yapur et al. [5] en su trabajo “Prototipo de
Holter Digital" muestra un prototipo de Holter construido
aplicando etapas de filtrado y amplificación, para luego ser
INTRODUCCIÓN
El análisis de las señales electrocardiográficas y la
identificación de eventos anormales en registros de
electrocardiogramas, han sido un campo de investigación de
gran interés en los últimos años. El estilo de vida acelerado
en el que se encuentra inmersa la sociedad actual ha sido una
de las causas para que las enfermedades cardiovasculares
tengan un mayor impacto entre la población. Es por ello que
un electrocardiograma es de gran importancia en el área
cardiovascular, ya que entrega información muy útil acerca
del funcionamiento del corazón.
El electrocardiograma (ECG), es una representación
gráfica de la actividad eléctrica del corazón que ofrece
información acerca del estado del músculo cardíaco. Esta
representación consiste en una línea de base con varias
deflexiones y ondas. El origen de esta representación se
encuentra en las células del músculo cardíaco, las cuales
pueden ser excitadas eléctricamente, produciéndose de esta
manera un transporte de iones a través de su membrana, lo
cual induce un potencial eléctrico variable en el interior y en
el exterior [1].
El electrocardiograma ambulatorio o Holter, es una de las
diferentes técnicas que utilizan los médicos cardiólogos para
el estudio de sus pacientes además del electrocardiograma
clásico. Este tipo de dispositivo, se utiliza para capturar las
señales del ECG de un paciente por un lapso de 24 o 48
horas mediante las cuales el individuo realiza sus actividades
cotidianas en forma normal.
146
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
digitalizadas por un microcontrolador PIC y almacenadas en
un banco de memoria.
Estos trabajos de investigación en el área cardiovascular
aunado al alto costo de los equipos comerciales, han
permitido servir de referencia y orientar a este proyecto al
desarrollo de un prototipo tipo Holter de pequeñas
dimensiones y bajo costo, que permita la adquisición,
acondicionamiento y registro de tres canales de la señal
electrocardiográfica, introduciendo a este tipo de dispositivo
un nuevo componente, el microordenador Raspberry Pi.
El desarrollo de este proyecto se llevará a cabo a partir de
una etapa analógica inicial, donde se realizará el diseño de
un circuito diferencial con filtros analógicos que permitan
acondicionar la señal. Una vez obtenida la señal analógica
acondicionada y amplificada, se lleva a cabo la conversión y
almacenamiento digital de la señal electrocardiográfica
utilizando como dispositivo de control el Raspberry Pi,
generando así un archivo de texto plano con los valores de la
señal ECG, en un formato predeterminado.
Finalmente, el prototipo se construye, uniendo la etapa
analógica y digital obteniendo como resultado una unidad
compacta que cumpla con requerimientos de costo y
dimensión deseados, y se verifica su efectividad mediante
varias pruebas.
amplificador de instrumentación a través de electrodos. El
amplificador de instrumentación utilizado es el AD620AN el
cual se caracteriza por tener una alta relación
costo/desempeño, alta precisión y uso fácil, ya que permite
calibrar la ganancia mediante una resistencia externa,
obteniendo ganancias desde 1 hasta 10.000.
En esta etapa se lleva a cabo una pre-amplificación de la
señal ECG relativamente pequeña, puesto a que no se deben
utilizar ganancias altas ya que al amplificar la señal
bioeléctrica también se amplifica el ruido presente en la
misma, y al final del proceso obtener una señal no adecuada.
Para efectos de esta aplicación se utilizó una ganancia inicial
de 16. El circuito del amplificador de instrumentación se
puede observar en la Figura 2.
1. DISEÑO E IMPLEMENTACIÓN DEL SISTEMA
La señal electrocardiográfica amplificada es aplicada a
los filtros con el fin de atenuar el potencial no deseado que
afecta su comportamiento.
Figura 2. Amplificador de Instrumentación AD620AN
El diseño del prototipo se basa a partir de dos etapas
identificadas en el siguiente diagrama de bloques.

Adquisición y Acondicionamiento de la señal
Amplificador de
Instrumentación
Filtro Pasa
Banda
Convertidor
A/D
Filtro Notch
Filtrado
Digitalización
En las señales ECG el filtrado se hace principalmente
para eliminar interferencias y ruidos en bandas de
frecuencias muy cercanas a las frecuencias de interés,
conjuntamente con el requerimiento de que la señal original
sea distorsionada en el menor grado posible. Los filtros
aplicados en el circuito están compuestos por un filtro pasa
banda y un filtro Notch.
El filtro pasa banda consiste en un filtro pasa alto y un
filtro pasa bajo trabajando juntos para dejar pasar un rango
de frecuencias determinadas [6]. En el prototipo diseñado el
rango de frecuencias de interés se encuentra entre 0,05 Hz a
100 Hz, de acuerdo a normas internacionales.
El filtro pasa alto utilizado es el tipo Butterworth de
segundo orden y topología Sallen-Key, con una frecuencia
de corte de 0,05 Hz. Seguido de un filtro pasa bajo de la
misma configuración del anterior, diferenciándose de éste en
la frecuencia de corte de 100 Hz. Por lo tanto, el filtro pasa
banda corresponde a un tipo Butterworth de topología
Sallen-Key de cuarto orden, el cual se observa en la Figura
3.
MCP3008
Raspberry Pi
(Almacenamiento
en memoria)
Figura 1. Diagrama de bloques de adquisición y
acondicionamiento de la señal ECG
A partir de este diagrama se diseña un circuito
conectando cada una de las etapas en cascada, generando el
acondicionamiento, amplificación y filtrado a las
derivaciones I, II y III. El microordenador digitaliza la señal
y se encarga de la comunicación con el dispositivo de
almacenamiento, valiéndose del protocolo SPI.
1.1. Adquisición y acondicionamiento de la señal
El proceso de adquisición comienza cuando los
potenciales generados desde el corazón se aplican al
147
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
procesador gráfico (GPU), y 512 MB de memoria RAM.
Además contiene un conector de GPIO (General Purpose
Input/Output) de 26 pines que representan una interfaz física
entre el Raspberry Pi y el mundo exterior que pueden ser
programados por el usuario.
Ya que el microordenador utilizado no cuenta con un
convertidor analógico-digital interno que permita interpretar
las entradas analógicas obtenidas a través del GPIO, se
añadió a los componentes un convertidor analógico-digital
(ADC) que permita realizar este trabajo.
El convertidor utilizado es el modelo MCP3008, un ADC
de 10 bits que permite una fácil transferencia de datos. Este
dispositivo convierte el voltaje de entrada variante entre 0 - 5
V a una lectura digital de 0 – 1023 (210-1). La comunicación
entre el ADC y el Raspberry Pi se realiza mediante
hardware SPI que es un protocolo serie síncrono.
Figura 3. Filtro Butterworth pasa banda
Luego de limitar la señal ECG dentro del rango de
frecuencias seleccionado se aplica un filtro Notch con
frecuencia de corte en 60 Hz, el cual tiene como principal
propiedad una marcada atenuación en una frecuencia
localizada. Este tipo de filtro se aplica para eliminar
cualquier tipo de interferencia eléctrica o algún tipo de ruido
que genere un componente electrónico en contacto con el
usuario. El diseño esquemático del filtro se muestra en la
Figura 4.
2. RESULTADOS
2.1. Descripción del prototipo
Luego del proceso de diseño e implementación del
prototipo Holter en cuanto a hardware y software, se obtuvo
un dispositivo de monitorización de la señal ECG de tres
derivaciones, que son procesadas por el microordenador
Raspberry Pi y almacenadas en una tarjeta microSD o
memoria USB (Pendrive). Las características del prototipo
se describen a continuación.
Tabla I. Características físicas del prototipo
Características físicas
Largo: 12,5 cm
Dimensiones
Ancho: 9,9 cm
Alto: 5 cm
Consumo de corriente
727,95 mA
Respuesta en frecuencia
0,05 Hz a 100 Hz
Filtro Notch 60 Hz
Comunicación
Memoria microSD, USB.
Frecuencia de muestreo
360 Hz
Archivo de texto plano
Descarga de datos
almacenado en un
dispositivo de
almacenamiento externo.
Costo
205,144 $
Figura 4. Filtro Notch
Una vez obtenida la señal electrocardiográfica libre de
ruidos e interferencias se realiza una amplificación final con
el fin de complementar la pre-amplificación al inicio de la
adquisición y llevar la señal electrocardiográfica a una
escalada en que esta pueda ser aún más visible, para su
posterior análisis. Para este proceso se diseñó una
configuración de amplificador no inversor, con el objetivo de
amplificar la señal ECG sin invertir su polaridad llevando la
señal a la escala de voltios.
1.2. Digitalización
Una vez adquirida y acondicionada la señal
electrocardiográfica, esta pasa por un proceso de
digitalización para su posterior almacenamiento. Para ello se
utilizó un microordenador vanguardista de bajo costo
llamado Raspberry Pi, el cual además de procesar la señal
cumple con los requisitos de dimensión, ya que es de poco
volumen e incluye en su placa un adaptador de memoria SD
y un puerto USB, para almacenar la señal ECG adquirida.
El Raspberry Pi es un computador del tamaño de una
tarjeta de crédito, incluye un System-on-a-chip Broadcom
que contiene un procesador central (CPU) a 700 MHz, un
En la Figura 5 se muestra la implementación física del
prototipo Holter, el cual consta de tres tarjetas electrónicas:
una tarjeta que realiza la adquisición y acondicionamiento de
las tres derivaciones (a), otra para la fuente de alimentación,
digitalización y comunicación con el GPIO del
microordenador (b) y por último, la placa electrónica del
Raspberry Pi (c).
148
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
actuales, cumpliendo con los requerimientos planteados en el
proyecto.
CONCLUSIONES
(a)
(b)
El tratamiento de ruidos e interferencias en la señal
electrocardiográfica y la importancia que representa obtener
una seña limpia en el área de diagnóstico cardiovascular, fue
el principal enfoque de este proyecto, basándose de estos
argumentos para obtener un circuito electrónico que permite
la adquisición simultánea de tres derivaciones de señales
ECG, conservando en un buen porcentaje su estructura
original y eliminando gran parte de ruidos e interferencias
que afectan su comportamiento. Para lograr estos resultados,
se hizo un estudio previo de los componentes a utilizar y su
respectivo rendimiento. Además, se tomó en cuenta para la
selección de los componentes, que estos cumplieran con los
requisitos de costo y dimensión, obteniendo así un
dispositivo de poco volumen y de muy bajo costo en relación
a los existentes en el mercado actual. Por otra parte, al
utilizar un microordenador como el Raspberry Pi con
grandes cualidades como el almacenamiento directo de los
datos adquiridos, abre el campo para realizar futuras
modificaciones y explorar aún más las bondades de éste
pequeño ordenador.
(c)
Figura 5. Tarjetas electrónicas del prototipo Holter
2.2. Discusión de resultados
El dispositivo capta las señales recibidas a través de los
electrodos con una frecuencia de muestreo de 360 Hz, las
procesa y almacena en un archivo de texto plano con un
formato predeterminado. Para ello, el prototipo es capaz de
detectar que dispositivo de almacenamiento tiene acoplado
para realizar la escritura del archivo. En la Figura 6 se
muestra una aplicación gráfica diseñada en Python, con la
visualización de las derivaciones bipolares DI, DII y DIII
capturadas por el prototipo Holter construido.
REFERENCIAS
[1] Fetecua, J.G. y Rodríguez, A.L. (2006): Caracterización
y clasificación de señales electrocardiográficas con métodos
no lineales y wavelets adaptativas, Trabajo de Grado,
Universidad Tecnológica de Pereira.
[2] Cardona, P., Mayoral, V. y Muñoz, A. (2010): Sistema
para la adquisición de señales electrocardiográficas usando
matlab.
[3] Álvarez, J., Herrera, J. y. P. P. (2010): Sistema
informático para análisis de cardiopatía Holter.
[4] Dugarte, N., Medina, R., Rojas, R. y Álvarez, A. (2010):
Certificación del sistema ECGAR para su aplicación en
centros de salud.
[5] Yapur, M., Briones, J. y Guardado, G. (2013): Prototipo
de Holter digital.
[6] Coughlin, R. y Driscoll F. (1999): Amplificadores
Operacionales y Circuitos Integrados Lineales, Editorial
Prentice Hall, pp.214-244.
[7] Muñoz, J. (1997): Comprensión de ECG en tiempo real
con el DSP TMS320C25, Trabajo especial de grado de
Maestría, Universidad de Valencia.
[8] Distasio, A. (2014): Análisis y visualización de señales
eectrocardiográficas, Trabajo de Grado, Universidad de los
Andes.
[9] Pérez, P., Carrión, P., J., García, J. y Ibáñez, J. (2007):
Procesado de señales biomédicas, Ciencia y técnica,
Ediciones de la Universidad de Castilla-La Mancha.
Figura 6. Derivaciones registradas por el prototipo
Los resultados obtenidos a partir de pruebas realizadas en
varios usuarios con el prototipo Holter, han demostrado el
buen funcionamiento del dispositivo ya que elimina en gran
porcentaje las interferencias y ruidos que afectan a la señal
electrocardiográfica obteniendo unas señales con buena
visualización y permitiendo observar claramente todas las
ondas componentes de la señal electrocardiográfica. Se
puede constatar que para obtener buenos resultados influye
principalmente la correcta ubicación de electrodos en el
paciente. Con esta investigación se realizó una mejora en
relación a otros dispositivos electrocardiográficos existentes,
ya que contiene un microordenador incluido que abre el
campo a diversas modernizaciones, punto considerado en
futuras modificaciones. Aunado a esto se logró un prototipo
de bajo costo en comparación con los equipos comerciales
149
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
DESCOMPOSICIÓN DE KARHUNEN-LOÈVE DE REGISTROS
ELECTROCARDIOGRÁFICOS ABDOMINAL MATERNO
Miguel Altuve1 , Philip Warrick2
1
Facultad de Ingeniería Electrónica, Universidad Pontificia Bolivariana, Bucaramanga, Colombia
2
PeriGen Inc., Montreal, Canada
[email protected], [email protected]
RESUMEN
El ECG abdominal materno adquirido durante el embarazo muestra las actividades cardíacas materna y fetal combinadas, por
lo que es necesario separar estas componentes con el fin de obtener un ECG fetal útil. En el presente estudio, se analizan las
actividades materna y fetal a través de la descomposición en funciones ortogonales del ECG abdominal materno, mediante la
transformada de Karhunen-Loève (KL). Se desarrollaron varios clasificadores basados en máquinas de soporte vectorial con el
fin de detectar la presencia/ausencia de complejos QRS materno y fetal, en segmentos de ECG de 250 ms de duración. Estos
clasificadores utilizan características extraídas de la descomposición de KL y de las señales ECG. Los resultados muestran que
un complejo QRS fetal puede ser detectado correctamente cuando éste no se encuentra solapado con un complejo QRS materno
(sensibilidad de 88,8 % y especificidad de 97,1 %) mientras que el desempeño disminuye cuando ambos complejos QRS se
encuentran solapados (sensibilidad de 90,7 % y especificidad de 75,9 %).
Palabras Clave: Descomposición de Karhunen-Loève, Electrocardiograma Fetal Abdominal, Máquinas de Soporte Vectorial,
Procesamiento Digital de Señales Biomédicas.
INTRODUCCIÓN
Durante el embarazo es posible conocer varias características del feto así como la evolución de su estado de salud, usando
diversos dispositivos electrónicos, como la fonocardiografía,
la cardiotocografía, la magnetocardiografía, la oximetría de
pulso y el ultrasonido Doppler. Las técnicas no invasivas son
preferibles para evaluar la condición del feto, ya que son menos riesgosas y confortables que las invasivas, sin embargo los
métodos invasivos suelen ser muchos más precisos y confiables. El electrocardiograma (ECG) de superficie es una técnica
no invasiva rutinaria en la evaluación del estado de salud de
una persona joven o adulta, pero no es comúnmente utilizada
durante el embarazo para conocer la condición del feto.
El análisis del electrocardiograma fetal (fECG, por sus
siglas en inglés fetal ECG) no es una práctica rutinaria debido
principalmente a la falta de algoritmos y tecnologías para obtener un registro ECG útil y fiable, de una manera no invasiva.
El fECG puede ser obtenido de manera invasiva únicamente
durante el parto y es empleado cuando se sospecha de un parto
complicado, por lo que es necesario asegurarse del buen funcionamiento del corazón del feto durante el parto y evitar una
hipoxemia fetal. Esta técnica riesgosa y complicada consiste
en colocar un electrodo directamente en el cuero cabelludo
del feto a través del cuello uterino de la madre. Por otro lado,
el fECG puede ser obtenido de manera no invasiva a partir
la 20ava semana de gestación usando electrodos de superficie
colocados en el abdomen de la madre [1]. La señal ECG obtenida por esta técnica contiene, de manera combinada, las
actividades cardíacas fetal y materna así como también ruidos
indeseables. Extraer el fECG de la señal de ECG abdominal
materna es por lo tanto una tarea complicada debido principalmente a la superposición de las señales materna y fetal en el
dominio del tiempo y en el dominio de la frecuencia, y a la
baja relación señal a ruido del fECG.
El desarrollo de algoritmos para la extracción del fECG
de manera no invasiva, a partir de registros ECG abdominal
materno, es un tema de investigación vigente, sobre todo motivado por el desafío de PhysioNet/Computing in Cardiology del
año 2013 [2, 3]. Siguiendo estos esfuerzos de investigación, el
objetivo principal de este estudio es analizar las actividades
cardíacas materna y fetal a través de la descomposición de los
registros ECG abdominal materno en funciones ortogonales
utilizando la transformada de Karhunen-Loève (KL). La descomposición de una señal en componentes ortogonales es un
enfoque común para generar representaciones compactas; la
transformada de KL da la representación compacta óptima de
la señal. Los componentes de la descomposición de KL son
utilizados para obtener una señal de ECG reconstruida y los
porcentajes de contribución de energía de dichos componentes.
La dispersión de la señal de ECG, la dispersión de los coeficientes de KL y los porcentajes de contribución de energía son
150
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
utilizados luego por máquinas de soporte vectorial (SVMs, por el último segundo de la señal un para evitar los efectos de
sus siglas en inglés support vector machines) para clasificar borde del procedimiento de filtrado adaptativo, asociado a la
segmentos de ECG que contienen QRS materno, QRS fetal, convergencia del filtro.
QRS materno y fetal, o ningún QRS.
Un total de M = 12355 segmentos de cuatros canales
fueron extraídos de los 25 registros de ECG. 4415 de estos segMETODOLOGÍA
mentos fueron asignados a la clase F, 1550 fueron asignados a
la clase M, 1842 a la clase MF y 4548 a la clase N.
ECG abdominal materno
Descomposición de Karhunen-Loève
Las señales ECG abdominal materno fueron obtenidas del
La descomposición de KL es comúnmente utilizada para
conjunto A del desafío de PhysioNet/Computing in Cardioreducir
la dimensionalidad de los datos y capturar las varialogy del año 2013 [2]. Se utilizó un conjunto compuesto por
ciones
más
importantes en los primeros componentes de la
25 registros de un minuto de duración de cuatro canales de
descomposición.
En general, dado un conjunto de funciones
ECG abdominal materno, adquiridos simultáneamente a una
de
base
ortonormales
φn que abarca un espacio vectorial lineal
frecuencia de muestreo de 1 kHz y con una resolución de 16
de
dimensión
N
,
una
función f (k) en ese espacio puede ser
bits. Estas señales cuentan con las anotaciones de la posición
representada
como
[6]:
de los complejos QRS fetal (fQRS), realizadas por expertos.
Preprocesamiento y creación de clases
En primer lugar, se utilizó un filtro adaptativo para eliminar
la fluctuación de la línea de base del ECG [4]. Luego se eliminó la interferencia de la línea eléctrica con un filtro digital IIR
rechaza banda de segundo orden, centrado en 50 Hz y con factor de calidad 15, usando las funciones de MATLAB iirnotch()
y filter(). Posteriormente, se aplicó un detector de complejos
QRS [5] a cada canal de ECG limpio un , n = 1, . . . , 4, para
estimar candidatos a complejos QRS materno (mQRS). Finalmente, se seleccionó un mQRS cuando se observó la detección
de éste en al menos tres canales diferentes, en una ventana de
observación de 70 ms.
Ya conocidas las localizaciones exactas de los fQRS (a partir de las anotaciones suministradas) y las posiciones estimadas
de los mQRS, se extrajeron de las señales un segmentos de
ECG vm de 250 ms de duración y con un solapamiento de un
tercio (33.33 %). Estos segmentos vm fueron asignados a una
de las siguientes clases: i) Feto (F): un fQRS presente en el
segmento, ii) Madre (M): un mQRS presente en el segmento,
iii) Madre y Feto (MF): un mQRS y un fQRS presentes en el
segmento, y iv) Ninguno (N): ni mQRS ni fQRS presentes en
el segmento (i.e., ruido).
Para evitar que complejos fQRS y complejos mQRS se
encuentren en los bordes de los segmentos en las clases F, M y
MF, solo se almacenaron los segmentos en los que los fQRS y
los mQRS se encontraban alejados de los bordes en al menos
25 ms (para los fQRS) y 50 ms (para los mQRS); en caso
contrario, el segmento se descartaba. Además, para evitar la
inclusión de segmentos en la clase N con ondas T pronunciadas, complejos mQRS no detectados y artefactos, las muestras
del segmento debían estar dentro del 70 % del valor mínimo
y el 70 % del valor máximo de la señal ECG un . La longitud
del segmento (250 ms) fue elegida para evitar que dos fQRS
consecutivos se encuentren dentro de un mismo segmento, y
el solapamiento de un tercio fue elegido para tener múltiples
realizaciones de las señales, aumentar la observabilidad y reducir los efectos de borde. También se excluyó el primer y
f (k) =
N
−1
X
θn φn (k),
n=0
0≤k ≤N −1
(1)
donde los coeficientes espectrales θj están dados por el producto interno:
θj =
N
−1
X
f (k)φ∗j (k),
k=0
0≤j ≤N −1
(2)
La transformada de KL encuentra, a través de una descomposición en valores singulares, el conjunto de funciones de
base que mejor representan a la señal en un sentido de error
cuadrático medio. La descomposición de la señal con estas
funciones de base es tal que también se minimiza el error cuadrático medio de la expansión truncada. Esta minimización
implica que:
(R − λi IN )φi = 0,
0≤i≤N −1
(3)
donde R = E[ff T ] es el valor esperado de la matriz de covarianza de f , λi son los valores propios y θi son los vectores
propios. El error de truncamiento de la reconstrucción es minimizado cuando los valores propios están ordenados de forma
descendente. La transformada de KL descorrelaciona completamente la señal y maximiza la compactación de energía
(información) contenida en la señal, es decir, la transformada
de KL contiene la mayor varianza (energía) en un menor número de coeficientes de transformación. Esto último es debido
a que la transformada de KL redistribuye la energía de la señal
de tal manera que la mayor parte de la energía está contenida
en un pequeño número de coeficientes.
Se determinaron las funciones de base de KL a partir del
análisis propio de cada uno de los 25 registros ECG un , considerando a cada uno de los canales como independientes. El
análisis propio se llevó a cabo por lo tanto sobre 25 × 4 = 100
registros ECG. Se escogió una ventana de 80 ms para el análisis propio (eigenanalysis) dado que este intervalo abarcaba la
duración de la mayoría de los complejos mQRS encontrados.
151
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
Se realizó una validación cruzada de 10 iteraciones (10fold cross-validation), dejando el 10 % de los datos de entrenamiento de cada iteración para validación, a fin de elegir
los hiperparámetros de las SVMs. Se eligieron los hiperparámetros que maximizan la suma de la sensibilidad (Se) y la
especificidad (Sp).
Posteriormente, se construyó un conjunto de clasificadores
de segmentos que combinan las decisiones de cada canal de
los clasificadores de segmentos anteriormente descritos. Para cada uno de los tres clasificadores (M-MF, F-MF, y F), se
combinaron las decisiones (verdadero o falso) de los canales
por mayoría de votos, para obtener una clasificación única del
segmento: si al menos tres canales arrojan una etiqueta verdadera, el segmento se clasificaba como verdadero. Además,
un clasificador conjunto FkMF se desarrolló combinando los
clasificadores de segmento F y F-MF usando la lógica OR.
RESULTADOS
La figura 1 muestra la media ± desviación estándar de
los %V AF de cada clase, para los 8 coeficientes de KL utilizados. Como se observa, las clases M y MF tienen mayor
%V AF que las clases F y N, especialmente en los primeros
coeficientes que contienen la mayor cantidad de energía.
100
90
80
70
%VAF
Luego, se proyectó la señal un s en los primeros L = 8 vectores propios (eigenvectors) para obtener los coeficientes de KL.
Se escogió L = 8 a partir de la inspección de los valores propios y para asegurar una apropiada reconstrucción de la señal
a partir de su descomposición (generalmente mayor al 99 %).
Se analizaron las distribuciones de probabilidad de la señal de
ECG un y las desviaciones estándar de los coeficientes de KL
σKLi , i = 1, . . . , L, de los segmentos de 250 ms de cada clase
(F, M, MF y N).
Dado que se encontró una enorme variación en la ganancia
de la señal un tanto en la señal misma como en los diferentes
canales, se especuló que una mejor separación de las clases
podría lograrse si estas ganancias eran extraídas de la información de KL. Para lograr esto, se determinaron las señales
ECG reconstruidas uin , usando i = 1, . . . , L coeficientes de
KL. Por ejemplo, u22 corresponde a la señal ECG reconstruida
del segundo canal (u2 ) usando los dos primeros coeficientes
(i = 1, 2).
i
Luego, se obtuvieron los segmentos reconstruidos vm
a
partir de uin . Posteriormente, se calculó el porcentaje de varianza explicada ( %V AFi , por sus siglas en inglés percent
i
variance accounted for) de cada uno de los segmentos vm
, de
acuerdo con la ecuación 4, donde σe2 es la varianza del error de
i
reconstrucción del segmento (vm
− vm ), y σv2 es la varianza
del segmento vm .
σ2
%V AF = 100 × 1 − e2 .
(4)
σu
Finalmente, se determinó el porcentaje de contribución de
energía de los coeficientes de KL de acuerdo con la ecuación 5,
con %EKL1 = %V AF1 .
60
50
%EKLi = %V AFi − %V AFi−1 ,
i = 2, . . . , L
(5)
N
F
M
MF
40
Clasificación usando máquinas de soporte vectorial
30
Las máquinas de soporte vectorial son consideradas el estado del arte de los clasificadores y han sido aplicadas con
éxito en muchos dominios. En primer lugar, se construyeron
tres clasificadores de segmentos, usando SVMs con un núcleo
Gaussiano: i) madre M-MF: donde las clases M o MF son
etiquetadas como verdadero y N o F como falso, ii), solo feto
F: donde F es etiquetada como verdadero y N, M o MF como
falso. y iii) feto F-MF: donde F o MF son etiquetadas como
verdadero y N o M como falso. En esta etapa no se hace distinción entre los canales, es decir, la clasificación del segmento
es considerado como una tarea de aprendizaje independiente
por cada canal, sin embargo, todos los canales tienen la misma
etiqueta de entrenamiento (verdadero o falso).
Se consideraron tres conjuntos de características en el proceso clasificación por SVMs: i) σu : desviación estándar del
canal de entrada, ii) σKLi : desviación estándar de cada coeficiente de KL, y iii) σu y %EKLi : porcentaje de contribución
de energía de cada coeficiente de KL, con σu como factor de
escala.
20
1
2
3
4
5
6
7
8
Coeficiente de KL
Figura 1. %V AF de cada coeficiente de KL para las clases M,
F, MF y N.
Las distribuciones de probabilidad de los porcentajes de
contribución de energía %EKLi separaron las clases de diferentes maneras. Por ejemplo, en la figura 2 se observa que los
valores bajos %EKL2 separan la clase F de los valores altos
de %EKL2 de las clases M y MF. Sin embargo, en todas las
distribuciones de probabilidad de %EKLi se continuó observando la superposición significativa de las clases M y MF, y F
y N.
La tabla I muestra el desempeño de clasificación de los
segmentos usando SVMs, para las distintas características y
etiquetas. Estos resultados fueron obtenidos tomando los canales de ECG de forma independiente. Se observa un bajo
desempeño del clasificador madre M-MF usando la característica σu (Se= 63, 7 %, Sp= 98, 2 %) pero el desempeño
152
Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería
mejora usando las características σu y %EKLi (Se= 95, 8 %,
Sp= 99, 7 %). Por esta razón no se usó σu en estudios posteriores. El clasificador que utiliza las características σKLi cae
en esos extremos (Se= 81, 5 %, Sp= 99, 4 %). El clasificador solo feto F también se comporta mejor con σu y %EK Li
(Se= 90, 1 %, Sp= 86, 3 %) pero no tiene un buen desempeño usando σKLi (Se= 0 %, Sp= 100 %). Por esta razón
sólo se utilizó σu y %EKLi para el clasificador F-MF cuyo
desempeño fue ligeramente inferior al clasificador solo F.
log(pdf)
N
F
M
MF
0
10
20
30
%EKL2
Figura 2. Distribución de probabilidad de %EKL2 .
por la cual los porcentajes de contribución de energía de los
coeficientes de KL no son capaces de separar limpiamente
estas clases.
A pesar del uso de la validación cruzada durante el entrenamiento de las SVMs, estas clasificaciones son probablemente
optimista ya que utilizan un conjunto fijo de funciones base
de KL, calculadas en las señales del conjunto de entrenamiento. El próximo estudio se enfocará en utilizar los registros
ECG abdominal materno del conjunto de prueba (set B) de
Physionet.
Por último, el conjunto de características σu y %EKLi
proporcionó los mejores desempeño de clasificación de los
segmentos, lo que indica la importancia de la normalización
del canal, realizada después del análisis propio. El incremento del desempeño luego de combinar la clasificación de los
canales por mayoría de votos sugiere que la detección de la actividad fetal es más robusta cuando se emplea un mayor número
de canales, es decir, se cubre una mayor superficie abdominal
de la madre, ya que de esta manera se está incrementando la
observabilidad del sistema.
Tabla I. Desempeño de clasificación de segmentos usando SVMs, CONCLUSIONES
tratando los canales de ECG de forma independiente.
La detección de la actividad cardíaca materna usando la
descomposición de Karhunen-Loève de las señales ECG es
una tarea relativamente sencilla, sin embargo, la detección de
la actividad cardíaca fetal se logró de manera efectiva sólo
σKLi
Se= 0
–
cuando el complejo QRS fetal no está acompañado (solapaSp= 100
do) de un complejo QRS materno. No obstante, las tasas de
σu , %EKLi
Se= 90, 1 Se= 81, 2
clasificación logradas en este trabajo preliminar son bastante
Sp= 86, 3 Sp= 76, 3
alentadoras.
En trabajos futuros se emplearán vectores propios de clases
La tabla II muestra los resultados de la clasificación de específicas y se enfocará en la detección del instante de tiempo
los segmentos usando la regla de mayoría de votos de los cla- en el que ocurren los fQRS y en el cálculo del intervalo RR
sificadores de segmentos aplicados a los canales de manera fetal.
independiente. El desempeño mejora para todos los clasificadores de segmento, incluso para el clasificador M-MF (no REFERENCIAS
mostrado). El clasificador de segmento F-MF mejora tanto en
sensibilidad como en especificidad con respecto al caso por [1] Peters, M. et al (2001): Monitoring the fetal heart noninvasively: a review of methods. Journal of perinatal mecanal, y el clasificador de segmento conjunto FkMF mejora
dicine, 29(5):408–416.
ligeramente con respecto al clasificador de segmento F-MF.
[2] Silva, I. et al (2013): Noninvasive fetal ECG: the physionet/computing in cardiology challenge 2013. Computing
Tabla II. Desempeño de clasificación de segmentos usando SVMs,
in Cardiology Conference (CinC), 2013, pp 149–152.
Características
σu
M-MF ( %)
Se= 63, 7
Sp= 98, 2
Se= 81, 5
Sp= 99, 4
Se= 95, 8
Sp= 99, 7
F ( %)
–
F-MF ( %)
–
combinando las decisiones de los canales por mayoría de votos.
Característica
σu , %EKLi
DISCUSIÓN
F ( %)
Se= 88, 8
Sp= 97, 1
F-MF ( %)
Se= 85, 4
Sp= 78, 9
FkMF ( %)
Se= 90, 7
Sp= 75, 9
[3] Clifford, G.D. et al (2014): Non-invasive fetal ECG analysis. Physiological measurement, 35(8):1521.
[4] Thakor, N.V. y Zhu, Y.S. (1991): Applications of adaptive
filtering to ECG analysis: noise cancellation and arrhythmia detection. Biomedical Engineering, IEEE Transactions on, 38(8):785–794.
[5] Pan, J. y Tompkins, W.J. (1985): A real-time QRS detection algorithm. Biomedical Engineering, IEEE Transactions on, (3):230–236.
La similitud en los %V AF de las clases M y MF es el
[6] Akansu, A.N. y Haddad, P.R. (2000): Multiresolution Sigresultado de la dominación de la actividad cardíaca materna
nal Decomposition: Transforms, Subbands, and Wavelets.
sobre la actividad cardíaca fetal, y ésta es también la razón
Editorial Academic Press.
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José Luis Paredes
•
Jerick Órdenes
•
Miguel Altuve
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Postgrado en Ingeniería Biomédica, Universidad de Los Andes