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INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL
ESCUELA SUPERIOR DE INGENIERÍA MECÁNICA Y
ELÉCTRICA
UNIDAD PROFESIONAL “ADOLFO LOPEZ MATEOS”
INGENIERÍA EN COMUNICACIONES Y ELECTRÓNICA
“Diseño y construcción de un dispositivo electrónico
para adquisición de señales bioeléctricas”
TESIS
QUE PARA OBTENER EL TÍTULO DE:
INGENIERO EN COMUNICACIONES Y ELECTRÓNICA
PRESENTAN:
Sandra Hernández Colín
Arturo Olmedo Flores
ASESORES:
M. en C. Pedro Gustavo Magaña del Río
Dr. Christopher René Torres San Miguel
Dra. Esther Lugo González
MÉXICO, D.F. 2014
Instituto Politécnico Nacional
ESIME
Agradecimientos.
Dedicamos esta tesis a todas las personas que han colaborado directa o
indirectamente para cumplir este logro tan importante. A Dios, nuestros
padres, hermanos, amigos, profesores, al Politécnico y a la ESIME. Gracias
Al Dr. Christopher por el tiempo que nos dedicó aún con altibajos y al Maestro
Pedro y Dra. Esther, que han sido pilar importante en la realización de ésta
tesis. Gracias por el apoyo, orientación y sobre todo su paciencia.
"He sido un hombre afortunado; en la vida nada me ha sido fácil"
Sigmund Freud
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“Diseño y construcción de
Dispositivo electrónico para
adquisición de señales
bioeléctricas”
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OBJETIVO
Diseñar y construir un dispositivo electrónico portable, de bajo
costo, bajo consumo de energía, capaz de adquirir, adecuar y
procesar señales bioeléctricas del cuerpo humano.
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Índice de Contenido
INTRODUCCIÓN .................................................................................................. 12
PLANTEAMIENTO DEL PROBLEMA .................................................................. 14
JUSTIFICACIÓN. .................................................................................................. 15
ANTECEDENTES ................................................................................................. 15
CAPÍTULO 1 DEFINICIÓN DE CONCEPTOS ..................................................... 24
1.1. Señales bioeléctricas ................................................................................ 24
1.2. Las señales cardiacas. .............................................................................. 25
1.2.1 Descripción de las partes fundamentales del corazón humano. .......................... 26
1.2.2
Funcionamiento básico y origen de los potenciales de acción........................ 30
1.2.3
Actividad eléctrica. ......................................................................................... 35
1.2.4
El ECG y sus características. ......................................................................... 37
1.3 Señales mioeléctricas .................................................................................. 42
1.3.1 Definición de la electromiografía.......................................................................... 42
1.3.2 Funcionamiento básico de miembros superiores ................................................ 45
1.3.3 Generación de señales mioeléctricas .................................................................. 47
CAPÍTULO 2 DISEÑO Y SIMULACIÓN DEL DISPOSITIVO .............................. 53
2.1 Introducción al diseño del dispositivo ........................................................ 53
2.2 Bloques de la interface entre paciente - máquina. .................................... 54
2.3 Bloques del diseño electrónico del dispositivo ........................................ 55
2.4 Diseño para la adquisición de señales bioelectricas. ................................ 56
2.5 Simulación del ECG ...................................................................................... 58
2.5.1 Simulación del dispositivo sin filtro Nocht. .................................................... 58
2.5.2 Simulación del dispositivo con filtro Nocht. ................................................... 60
CAPÍTULO 3 DESARROLLO DEL DISPOSITIVO. .............................................. 65
3.1 Etapa 1: Adquisición de la señal bioeléctrica. ............................................ 65
3.1.1 Electrodos. .......................................................................................................... 66
3.1.1.1 Tierra virtual. .................................................................................................... 74
3.1.1.2 Realimentación activa ...................................................................................... 75
3.1.2 Cables para electrodos. ....................................................................................... 76
3.2 Etapa 2: Adecuación de la señal bioeléctrica. ........................................... 77
3.2.1 Amplificador de instrumentación. ......................................................................... 77
3.2.1.1 Unidad de la pierna derecha. ............................................................................ 81
3.2.2 Diseño del Filtro Notch. ....................................................................................... 81
3.2.3 Inversor ............................................................................................................... 84
3.2.4 Sumador.............................................................................................................. 86
3.3 Etapa 3: Procesamiento de la señal eléctrica. .......................................... 87
3.3.1 Microcontrolador familia MSP430G. .................................................................... 87
3.3.2 Convertidor Analógico-Digital (ADC). .................................................................. 88
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3.3.2.1 Voltajes de referencia: Externas e Interna ....................................................... 93
3.3.2.2 Reloj de conversión y Divisor ........................................................................... 98
3.3.2.3 Conversión Triggers. ........................................................................................ 99
3.3.2.4 Modos de conversión. .................................................................................... 105
3.3.3 Comunicación Serial UART ............................................................................... 119
3.3.3.1 Puertos de transmisión y recepción del UART. ............................................... 120
3.3.3.2 Configuración del USCI_A0 para UART. ........................................................ 122
3.3.3.3 Tasa de transferencia del UART en el USCI_A0. ........................................... 123
CAPÍTULO 4 CONSTRUCCIÓN DEL DISPOSITIVO Y COSTOS ..................... 128
4.1 Programa del microcontrolador MSP430G2553 para el procesamiento de
la señal eléctrica................................................................................................ 129
4.2 Diseño del dispositivo, terminales y su funcionalidad ............................ 137
4.3 Diseño del PCB ............................................................................................ 139
4.4 Costos del Dispositivo. ............................................................................... 141
4.5 Señal del dispositivo con filtro .................................................................. 142
CONCLUSIONES ............................................................................................... 146
BIBLIOGRAFIA Y REFERENCIAS .................................................................... 149
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Índice de Figuras
CAPÍTULO 1 DEFINICIÓN DE CONCEPTOS
Figura 1.1 Representación gráfica de venas, aurículas, ventrículos y válvulas cardiacas.
........................................................................................................................................ 26
Figura 1.2 Paredes del corazón ...................................................................................... 28
Figura 1.3 Partes del corazón que ayudan al bombeo de sangre. ................................... 29
Figura 1.4 Fase de bombeo denominada Diástole. ......................................................... 30
Figura 1.5 Fase de bombeo denominada Sístole. ........................................................... 31
Figura 1.6 a) Inicio de la diástole ventricular, b) Sístole auricular y c) Final de la diástole
ventricular. ....................................................................................................................... 32
Figura 1.7 Representación de la distribución iónica dentro y fuera de la célula cuando
ésta se encuentra en reposo, cuando se excita de forma espontánea o a través de un
estímulo eléctrico externo y durante el proceso de repolarización. .................................. 34
Figura 1.8 a) Generación del potencial de acción en el nodo sino auricular, b) Contracción
de las aurículas debida a la propagación del potencial de acción del nodo sino auricular
hacia el nodo auriculoventricular, c) Distribución del potencial de acción en los ventrículos
a través de las fibras ramificadas. .................................................................................... 36
Figura 1.9 a) Contracción de los ventrículos debido a su despolarización, b) Proceso de
recuperación ventricular, c) Retorno de cada una de las células a su potencial de reposo.
........................................................................................................................................ 36
Figura 1.10 Descripción de la despolarización y repolarización sobre un ECG. .............. 37
Figura 1.11 Diferentes intervalos de tiempo importantes en el diagnóstico cardíaco. ...... 38
Figura 1.12 Señales del ECG. Correlación de las múltiples señales que se generan en el
corazón, debido a la despolarización de los diferentes tipos de células con tal de generar
la ECG. La forma de la ECG es aproximadamente la que se encuentra en un corazón
saludable ......................................................................................................................... 40
Figura 1.13 Laboratorio de electrofisiología de Herbert Gasser. ..................................... 43
Figura 1.14 Video juego controlado por los músculos del antebrazo. ............................. 44
Figura 1.15 Fijaciones de un músculo esquelético. ......................................................... 45
Figura 1.16 Músculos que actúan sobre el antebrazo ..................................................... 46
Figura 1.17 Neurona motora. .......................................................................................... 48
Figura 1.18 Etapas del potencial de acción. .................................................................... 49
Figura 1.19 Procesos de despolarización y repolarización en la neurona muscular. ....... 50
CAPÍTULO 2 DISEÑO Y SIMULACIÓN DEL DISPOSITIVO
Figura 2.1 Diagrama a bloques de comunicación del dispositivo hacia la computadora. . 55
Figura 2.2 Bloques de diseño electrónico, y su cambio respectivo en la señal bioeléctrica
medica. ............................................................................................................................ 56
Figura 2.3 Bloque de adecuación de la señal del dispositivo electrónico ................................ 57
Figura 2.4 Circuito con amplificador operacional, filtro Nocht e inversor. ........................ 59
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Figura 2.5 Circuito con amplificador operacional e inversor. ........................................... 60
Figura 2.6 Circuito con amplificador operacional, filtro Notch e inversor.......................... 61
Figura 2.7 Generador de señal cardiaca ......................................................................... 60
Figura 2.8 Señal cardiaca con señal de 60 hz ................................................................. 61
Figura 2.9 Circuito final del filtro Nocht ........................................................................... 62
Figura 2.10 Bloque de adecuación de la señal por medio de un amplificador de
instrumentación. .............................................................................................................. 63
CAPÍTULO 3 DESARROLLO DEL DISPOSITIVO
Figura 3.1 Circuito equivalente de la interface de electrodo para biopotencial. ............... 67
Figura 3.2 Circuito equivalente de la medida de biopotenciales con dos electrodos. ...... 67
Figura 3.3 Diagrama de electrodo superficial flotante...................................................... 70
Figura 3.4 Electrodo de esponja.y Figura 3.5 Electrodo por la otra cara........................ 71
Figura 3.6 Bícep Braquial. Y Figura 3.7 Colocación de los electrodos. ........................... 73
Figura 3.8 Realimentación activa .................................................................................... 75
Figura 3.9 Cables para electrodos. ................................................................................. 76
Figura 3.10 Vista superior del Amplificador AD620. ........................................................ 78
Figura 3.11 Amplificador de instrumentación. ................................................................. 79
Figura 3.12 Amplificador Diferencial. ............................................................................... 79
Figura 3.13 Unidad de Pierna Derecha. .......................................................................... 81
Figura 3.14 Filtro Muesca................................................................................................ 82
Figura 3.15 Función de transferencia o ganancia |Av(s)|. ................................................ 84
Figura 3.16 Amplificador Inversor.................................................................................... 85
Figura 3.17 Diagrama eléctrico del amplificador operacional como sumador inversor..... 86
Figura 3.18 Diagrama eléctrico del amplificador operacional como sumador, no inversor.
........................................................................................................................................ 87
Figura 3.19 Arquitectura general del microcontrolador MSP430G2553 ........................... 88
Figura 3.20 Diagrama esquemático del convertidor analógico digital. ............................ 89
Figura 3.21 Se muestra esquema general del ADC10. .................................................. 90
Figura 3.22 Función de transferencia de sensor de temperatura..................................... 92
Figura 3.23 ADC10CTL1, ADC10 Registro de control 1. ................................................. 93
Figura 3.24 Configuración de los bits INHx. ................................................................... 93
Figura 3.25 Voltajes de referencia externa e interna. ...................................................... 94
Figura 3.26 Valores de referencia de voltaje externa. .................................................... 95
Figura 3.27 Trayectoria de voltaje de referencia internar positiva.................................... 96
Figura 3.28 ADC10CTL0, ADC10 Registro de control 0. ................................................. 97
Figura 3.29 ADC10CTL0, ADC10 Bits de configuración SREFx..................................... 97
Figura 3.30 Diagrama de bloques del ADC10. ................................................................ 98
Figura 3.31 Parámetros de tiempo del ADC 10-Bit. ......................................................... 99
Figura 3.32 ADC10CTL1, ADC10 Registro de control 0. ................................................. 99
Figura 3.33 ADC10CTL1, ADC10 Registro de control 1. ................................................. 99
Figura 3.34 Diagrama a bloques del ADC10. ................................................................ 100
Figura 3.35 Elementos involucrados para la habilitación del trigger. ............................. 101
Figura 3.36 Señales de tiempo de maestro y tiempo de conversión.............................. 101
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Figura 3.37 Circuito eléctrico equivalente del canal de conversión del microcontrolador.
...................................................................................................................................... 102
Figura 3.38 Señales de tiempo de maestro y tiempo de conversión. ............................ 104
Figura 3.39 Etapas involucradas para configurar los modos de conversión. ................. 105
Figura 3.40 Diagrama de flujo del primer modo de conversión del ADC........................ 107
Figura 3.41 Diagrama de flujo del segundo modo de conversión del ADC. ................... 109
Figura 3.42 Diagrama de flujo del tercer modo de conversión del ADC......................... 111
Figura 3.43 Diagrama de flujo del cuarto modo de conversión del ADC. ....................... 113
Figura 3.44 Registros involucrados para la configuración de los modos de conversión.
...................................................................................................................................... 114
Figura 3.45 Diagrama de flujo del controlador de transferencia de datos a un bloque de
transferencia. ................................................................................................................. 116
Figura 3.46 Diagrama de flujo del controlador de transferencia de datos a dos bloques de
transferencia. ................................................................................................................. 118
Figura 3.47 Bits para configuración del controlador de transferencia de datos. ............. 119
Figura 3.48 Diagrama funcional del microcontrolador MSP430G2553. ......................... 121
Figura 3.49 Terminales del microcontrolador MSP430G2553. ...................................... 121
Figura 3.50 Registro USCI_A0 bits de configuración. ................................................... 122
Figura 3.51 Bits de configuración para parámetros de la comunicación UART ............. 123
Figura 3.52 Bit para configurar la señal de reloj. ........................................................... 124
CAPÍTULO 4 CONSTRUCCIÓN DEL DISPOSITIVO Y COSTOS
Figura 4.1 Diagrama del funcionamiento del programa para el microcontrolador. ......... 129
Figura 4.2 Diagrama del funcionamiento del programa principal. .................................. 132
Figura 4.3 Diagrama de la configuración para el ADC. .................................................. 134
Figura 4.4 Diagrama del envío de información. ............................................................. 135
Figura 4.5 Diagrama del envío de información .............................................................. 138
Figura 4.6 Diseño del dispositivo en PCB. .................................................................... 139
Figura 4.7 Tarjeta del dispositivo vista posterior. ........................................................... 140
Figura 4.8 Dispositivo completamente construido. ........................................................ 141
Figura 4.9 Señal obtenida por medio del dispositivo con filtro ....................................... 142
Figura 4.10 Señal obtenida de un electrocardiografo convencional............................... 142
Figura 4.11 Señal obtenida por medio del dispositivo sin filtro ...................................... 144
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“Introducción”
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INTRODUCCIÓN
En el cuerpo humano se generan diferentes señales bioeléctricas debido al
funcionamiento de órganos tales como el cerebro, el corazón, los ojos y los
músculos. Estas señales reciben nombres característicos dependiendo del órgano
en el que se originan. Para los órganos mencionados, las señales reciben el
nombre
de
electrocardiográficas
(ECG),
electroencefalografías
(EEG),
electrogastrográficas (EGG), electromiografías (EMG), electrooculográficas (EOG),
electroretinográficas (ERG).
Las señales bioeléctricas son utilizadas principalmente en el diagnóstico médico
para detectar patologías en los órganos que las producen, pero también pueden
ser utilizadas, particularmente aquellas que son generadas de manera voluntaria,
para controlar interfaces hombre – máquina. Las
señales electromiografías
(EMG) o también conocidas como mioeléctricas son señales eléctricas que se
producen en los músculos cuando estos se contraen o distensionan.
Las señales bioeléctricas, a pesar de presentar niveles de voltaje pequeños,
pueden medirse con un equipo adecuado, y esta información ser empleada para
diagnosticar patologías.
Evolución de la adquisición de señales mioeléctricas.
La tecnología a través de los años ha permitido grandes descubrimientos no sólo
en áreas de Ingeniería, sino también en ciencias aplicadas. Tal es el caso de la
medicina, que se ha ayudado de la tecnología para la creación de dispositivos de
monitoreo que facilitan el diagnóstico de afecciones en el ser humano; aparatos
como
los
Electrocardiógrafos
(ECG),
Electromiógrafos
(EMG),
Electroencefalogramas (EEG), Cámaras de rayos X, entre muchos otros
dispositivos, han logrado visualizar partes del cuerpo humano que no se podrían
ver a simple vista.
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Las investigaciones relacionadas con la adquisición de señales emitidas por los
músculos han sido utilizadas, entre otros fines con el de hacer funcionar diversos
dispositivos como prótesis, electromiógrafos (sistema que se encarga de realizar
un análisis de las señales emitidas por los músculos de un paciente con alguna
deficiencia motora, con el propósito de estudiar su comportamiento) y
electrocardiógrafos (sistema que muestra el registro gráfico de la actividad
eléctrica que se genera en el corazón).
Si bien las señales del corazón no son (para muchos) consideradas como señales
mioeléctricas, al considerarse el corazón un órgano y no un músculo, este trabajo
de investigación pretende conjugar estas dos señales en un mismo aparato, con
la finalidad de reducir el número de dispositivos usados para monitorear distintas
partes del cuerpo.
El desarrollo de las tecnologías con respecto a la adquisición de estas señales han
logrado desarrollos en medicina útiles, como la implementación de prótesis que
se muevan al ritmo del cuerpo gracias a la respuesta que se genera por medio de
estas señales, logrando prótesis de extremidades (como las piernas o brazos),
implementación de prótesis oculares, que si bien aún no se consigue la visión en
su totalidad por medio de estas prótesis, en pacientes con falta de algún órgano
ocular, se ha logrado que se mueva igual que el ojo sano, esto con fines estéticos.
Entre otras aplicaciones, controlar objetos por medio de estas señales, logrando
manipular robots a larga distancia por medio de movimientos musculares,
logrando imitar expresiones faciales del ser humano para volver más reales juegos
de video u otras animaciones, además de la visualización de las señales cardiacas
para implementación de marcapasos.
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PLANTEAMIENTO DEL PROBLEMA
Después de analizar con detenimiento los antecedentes de los EMG y ECG, al
igual que su evolución dentro y fuera del país, surge una duda: ¿Por qué si ya se
han desarrollado varias investigaciones y trabajos de tesis entorno a estos
dispositivos tan necesarios, aún en México siguen siendo tan caras las terapias
mioeléctricas y los electrocardiogramas?
Bajo la investigación realizada tanto con la lectura de artículos, como de
entrevistas con médicos especializados, se puede deducir que aún en México hay
carencia de dispositivos tales como los EMG y ECG, hace difícil solventar la
demanda de pacientes que los requieren, esto ocasiona que en centros de Salud
donde se tiene el equipo para hacer estos estudios (tales como el ISSSTE o el
IMSS), no se den abasto con los pocos equipos de monitoreo de señales tanto
cardiacas como mioeléctricas, con que los pacientes duren largos lapsos de
espera antes de poderse realizar su estudio, y en hospitales y laboratorios
privados no son tan accesibles monetariamente hablando, lo cual hace que
pacientes de escasos recursos no puedan acceder a este tipos de estudio con
gran facilidad.
Cabe mencionar que la tendencia secular de la mortalidad por enfermedades
crónicas en México, 1930-2030 puso en primer lugar la mortalidad por
enfermedades del corazón, lo que hace aún más alarmante el que no se cuente
con el equipo necesario, para monitorear de manera periódica el corazón de los
pacientes.
Con esta tesis se busca dar una solución al monitoreo de las afecciones
cardiacas, así como lograr con el mismo dispositivo, visualizar la respuesta de los
miembros superiores por medio de señales mioeléctricas. Esto con un circuito de
bajo costo y sobre todo que pueda lograr ser fabricado en masa y que pueda ser
portátil, de modo que, si bien no pueda monitorear enfermedades muy específicas,
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pueda detectar si hay anomalías en el paciente, por medio de un diagnóstico no
solo basado en síntomas del paciente, si no en el monitoreo de sus signos vitales.
JUSTIFICACIÓN.
El planteamiento del problema refleja una falta de desarrollo de dispositivos para
el procesamiento de señales bioelectricas, que cumplan criterios como
portabilidad, bajo costo, y bajo consumo de energía. El desarrollo de este trabajo
de investigación ofrece una opción útil para cubrir esta necesidad, empleando el
uso de la electrónica como herramienta de aplicación para el análisis de señales
bioelectricas.
ANTECEDENTES
A nivel Internacional
El desarrollo de la electromiografía y la electrocardiografía a nivel Internacional es
muy importante porque de ahí remontan los inicios de las dos.
El primer material en el que aparece una señal mioeléctrica fue en el del trabajo
de Francesco Redi en 1666. Redi descubrió un músculo altamente especializado
en la Raya Eléctrica (pez) que generaba electricidad.
En 1773, Walsh pudo demostrar que el tejido muscular de la Raya Eléctrica tenía
la capacidad de generar una chispa de electricidad.
En 1792, en una publicación titulada De Viribus Electricitatis in Motu Musculari
Commentarius escrita por Luigi Galvani, aparecía que el autor demostraba que la
electricidad podía iniciar contracciones musculares.
El físico italiano Carlo Matteucci mostró en 1842 como la corriente eléctrica
acompaña a cada latido cardíaco (Phys, 1842).
En 1843 El fisiólogo alemán Emil Dubois-Reymond describió un potencial de
acción acompañando a cada contracción muscular y confirmó el descubrimiento
de Matteucci, en ranas.
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En 1856 Rudolp von Koelliker y Heinrich Muller registraron un potencial de acción.
Entre 1869-70 Alexander Muirhead del St Bartholomew´s Hospital de Londres,
dice haber registrado un electrocardiograma pero esto es cuestionado.
En 1872 el físico francés Gabriel Lippmann inventó un electrómetro capilar.
Consistía en un tubo fino de vidrio con una columna de mercurio bañada con ácido
sulfúrico. El menisco del mercurio se movía con las variaciones de los potenciales
eléctricos y esto fue observables a través del microscopio.
En 1876 Marey usó el electrómetro para registrar la actividad eléctrica de un
corazón de rana abierto por disección y quien además introdujo el término de
electromiografía. (EJ., 1876)
En 1878 El fisiólogo británico John Burden Sanderson y Frederick Page
registraron la corriente eléctrica del corazón con un electrómetro capilar y
mostraron que tiene dos fases (posteriormente denominadas QRS y T). (J., 1878)
En 1884 John Burden Sanderson y Frederick Page publicaron algunos de sus
registros. (Burdon Sanderson J, 1884)
En 1887 el fisiólogo británico Augustus D. Waller del St. Mary´s Medical School de
Londres publicaron su primer electrocardiograma humano. El registro fue realizado
a Thomas Goswell, técnico de laboratorio. (AD., 1887)
En 1889 el fisiólogo holandés Willem Einthoven se encuentra a Waller y
demostraron su técnica en el Primer Congreso Internacional de Fisiólogos.
En 1890 GJ Burch, de Oxford, inventó una corrección aritmética para las
fluctuaciones (tardías) observadas en el electrómetro. Esto permitió que sean
vistas las ondas reales del electrocardiograma pero sólo después de este tedioso
cálculo. (GJ., 1890)
En 1891 el fisiólogo británico William Bayliss y Edward Starling del University
College de Londres perfeccionaron el electrómetro capilar. Ellos conectaron los
terminales a la mano derecha y a la piel sobre la zona del latido del ápex y
mostraron unas «variaciones trifásicas acompañando (mejor dicho, precediendo) a
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cada latido del corazón». Estas deflexiones fueron denominadas posteriormente
como “onda P, complejo QRS y onda T”. (Bayliss WM, 1891) . Por otro lado, en el
trabajo titulado: On the electromotive phenomena of the mammalian heart.
(Starling, 1892) fue demostrando un retraso de aproximadamente 0.13 segundos
entre la estimulación atrial y la despolarización ventricular (posteriormente
denominado intervalo PR). (Starling, 1891)
En 1893 Willem Einthoven introdujo el término electrocardiograma en un
encuentro de la Asociación Médica Holandesa. (Posteriormente reconoce
Einthoven, que fue Waller el primero en usar el término). (W., 1893)
En 1895 Einthoven usando un electrómetro improvisado y una fórmula de
corrección desarrollada independientemente de la de Burch, encontró cinco
deflexiones a las cuáles él denominó con las letras P, Q, R, S y T. (W., Ueber die
Form des menschlichen Electrocardiogramms., 1895)
En 1897 Clement Ader, un ingeniero eléctrico francés, registró un sistema de
amplificación de señales denominado galvanómetro de hilo (cuerda) el cuál fue
utilizado en líneas telegráficas bajo el mar. (C., 1897)
En 1901 Einthoven modificó el galvanómetro de cuerda para la consecución del
electrocardiograma. Su galvanómetro pesa 600 libras. (W., 1901)
En 1902 Einthoven publicó el primer electrocardiograma recogido con un
galvanómetro de cuerda. (W., 1902)
En 1903 Einthoven discutió la producción comercial de su galvanómetro de hilo
con Max Edelmann de Munich y con Horace Darwin de la londinense Cambridge
Scientific Instrument Company.
En 1905 Einthoven comienza a transmitir electrocardiogramas desde su
laboratorio al hospital situado a 1,5 Km de distancia, vía cable telefónico. El 22 de
marzo de 1905 fue registrado el primer electrocardiograma a distancia realizado a
un hombre vigoroso y saludable; las altas ondas R fueron atribuidas a que éste
acudió en bicicleta desde el laboratorio al hospital para el registro.
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En 1906 Einthoven publicó por vez primera un texto con electrocardiogramas
normales y patológicos registrados con un galvanómetro de hilo. Hipertrofia
ventricular izquierda y derecha, hipertrofia auricular izquierda y derecha, onda U
(por vez primera), complejos QRS mellados, latidos prematuros ventriculares,
bigeminismo ventricular, fluter auricular y bloqueos cardíacos completos fueron
descritos en el texto. (W., 1906)
En 1908 Edward Schafer de la Universidad de Edimburgo (Escocia) fue el primero
en comprar un galvanómetro de hilo para uso clínico.
En 1909 Thomas Lewis del University College Hospital, de Londres compró uno y
así también lo hace Alfred Cohn del Hospital Monte Sinai de Nueva York.
En 1910 Walter James de la Universidad de Columbia (Carolina del Sur) y Horatio
Williams del colegio médico de la Universidad de Cornell (Nueva York) publicaron
la primera revista americana de electrocardiografía. En ella describieron la
hipertrofia ventricular, latidos ectópicos auriculares y ventriculares, la fibrilación
auricular y ventricular. Los registros son enviados desde la sala del hospital hasta
la habitación de electrocardiografía por un sistema de cables. Hay una gran foto
de un paciente realizándosele un electrocardiograma con el título: “Uso de los
electrodos”. (James WB, 1910)
En 1911 Thomas Lewis publicó un texto clásico: “Los mecanismos del latido
cardíaco” y fue dedicado a Willem Einthoven. (Lewis, 1911)
En 1912 Einthoven escribió a la Sociedad de Clínicos de Chelsea en Londres y
describió un triángulo equilátero formado por las derivaciones estándar I, II y III;
que posteriormente fue conocido como «triángulo de Einthoven». Esta fue la
primera referencia en un artículo en habla inglesa del término EKG. (W., 1912 )
En 1920 Hubert Mann del Laboratorio Cardiográfico del Hospital Monte Sinai,
describió la derivación de un monocardiograma denominado posteriormente como
vectocardiograma. (H., 1920)
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Y mientras los avances logrados con el electrocardiógrafo crecían, en 1922
Gasser y Erlanger usaron un osciloscopio para mostrar las señales eléctricas de
los músculos.
En 1924 Willem Einthoven ganó el premio Nobel por la invención del
electrocardiógrafo.
En 1928 Ernstine y Levine informan del uso de tubos de vacío para amplificar el
electrocardiograma ampliando así el mecanismo de recolección del galvanómetro
de cuerda convencional. (Ernstine AC, 1928). En el mismo año la compañía de
Frank Sanborn (más tarde adquirida por Hewlewtt-Packard) transformó su
electrocardiógrafo de sobremesa en el primer electrocardiógrafo portátil, con un
peso de 50 libras (23 kilos) y una potencia de batería autónoma de 6 voltios.
Entre 1930 y 1950 los científicos comenzaron a utilizar electrodos mejorados y
más sofisticados para los estudios musculares.
En 1932 Charles Wolferth y Francis Wood describieron el uso clínico de las
derivaciones precordiales. (Wolferth CC, 1932)
En 1938 La Sociedad Americana de Cardiología y la Sociedad Cardiológica de
Gran Bretaña definieron las posiciones estándar y la colocación sobre el pecho de
las derivaciones precordiales V1 a V6. La V representa el voltaje. (Barnes AR,
1938)
En 1942 Emanuel Goldberger aumenta el umbral de las derivaciones aVR, aVL y
aVF, que junto a las 3 derivaciones de Einthoven (I, II y III) y a las 6 derivaciones
precordiales completaron el electrocardiograma convencional de 12 derivaciones
que actualmente se utiliza.
El uso clínico del EMG para el tratamiento de desórdenes más específicos
comenzó en la década de los 60. Hardyck y sus colaboradores fueron los primeros
(1966) practicante en usar el EMG.
En los comienzos de los 80, Cram y Steger introdujeron un método clínico para
escanear una variedad de músculos utilizando dispositivo EMG sensible.
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ESIME
No fue hasta mediados de los 80, cuando se integraron las técnicas de los
electrodos, las cuales tenían un nivel tecnológico suficiente para la producción de
instrumentación pequeña y de bajo peso; asimismo amplificadores que permitían
avances en campos como los de la medicina o la biomecánica.
En el presente, hay un número grande de amplificadores que se comercializan. La
electromiografía se ha venido utilizando ampliamente para el registro de músculos
superficiales en protocolos clínicos o kinesiólogos donde los electrodos
intramusculares son utilizados para investigar músculos profundos o localizar la
actividad muscular.
A nivel Nacional
En México se han logrado avances incuestionables en el campo de la salud,
aunque es claro que nuestro ritmo es discreto en comparación con ejemplos de
países que han tenido éxitos muy reconocidos. Las actividades de investigación
en salud tienen una amplia tradición, la cual ha sido construida a partir de grandes
iniciativas individuales y en mucha menor cuantía de una participación activa y
efectiva del Estado y de la sociedad en pleno, a través de programas que
permitieran la convergencia de los organismos públicos y privados. Aún existe
recelo entre unos y otros grupos, que es necesario desvanecer mediante la
estructuración de reglas claras de cooperación y búsqueda de objetivos comunes.
A pesar de que se han hecho esfuerzos y establecido algunas colaboraciones
exitosas entre individuos e instituciones, la investigación en salud aún no alcanza
el sitial e importancia que el país necesita, y subsisten problemas trascendentes
como por ejemplo, la falta de vinculación entre la academia y la industria, que en
consecuencia, limitan nuestra capacidad para atender las necesidades de la
población, hacerse más competitivos en el escenario internacional y desarrollar
tecnologías que se traduzcan en mayores recursos para la salud y los demás
campos de actividad social y económica del país.
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ESIME
A nivel nacional se encuentra un gran número de innovaciones tecnológicas para
hacer al EMG y ECG dispositivos mucho más adquiribles, así como más cómodos
de utilizar. Tal es el caso del Instituto del Corazón de Querétaro, quien con ayuda
del Laboratorio de Equipos Médicos del CIDESI (Centro de ingeniería y Desarrollo
Industrial)1, realizaron un Electrocardiógrafo inalámbrico para monitoreo de
múltiples pacientes, con el fin de poder trasladar a los pacientes de manera rápida
sin el estorbo que implican los cables que van conectados a los electrodos. Con
esto se logró monitorear a los pacientes sin que el traslado del mismo sea un
problema. (El Universal.mx, 2012).
En el Instituto Politécnico Nacional
Las señales mioeléctricas y cardiacas dentro del Instituto Politécnico Nacional han
tomado mucha importancia, tanto en el área de la medicina como en áreas de
ingeniería y biomédica.
La realización de trabajos de investigación enfocados en estos temas, ha dado
material para varios y diversos temas de tesis, con la finalidad de mejorar lo ya
existente, así como aminorar los costos; ya que al ser México un país que no
produce sus propios aparatos biomédicos (en este caso los EMG y los ECG),
llegan a ser bastante costosos, al igual que sus refacciones.
Otros trabajos de investigación se enfocan más a implementar prótesis que
puedan ser comandadas mediante señales eléctricas que nuestro mismo cuerpo
(el sistema nervioso) envía, y de esta manera mover extremidades sintéticas o en
1
El Centro de Ingeniería y Desarrollo Industrial (CIDESI) fue fundado el 9 de marzo de 1984 por el
CONACYT y tiene por finalidad contribuir al desarrollo del sector productivo de México mediante proyectos
tecnológicos de Investigación e Innovación, además de proveer diversos servicios tecnológicos
especializados.
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ESIME
la realización de terapias diseñadas específicamente para una persona y su
afección.
Sin embargo, la falta de recursos y el aún alto costo de los materiales utilizados
para la realización de estos dispositivos, hacen imposible su producción en masa.
Uno de los trabajos más destacados del IPN en el tema de electrocardiógrafos, fue
realizado por los científicos del Centro de Investigación y de Estudios Avanzados
(Cinvestav) Unidad Guadalajara, quienes desarrollaron un instrumento de
monitoreo médico llamado Electrocardiógrafo Inteligente, el cual tiene la finalidad
de mantener bajo vigilancia médica en tiempo real y a distancia, a personas con
afecciones cardiacas. (CINVESTAV, 2012)
Dentro de la Escuela Superior de Ingeniería Mecánica y Eléctrica Unidad
Zacatenco, se han hecho trabajos de investigación, como el presentado en el 2007
titulado “Fuente conmutada para un electrocardiógrafo” (Fernando & Fabiola,
2007) , o el trabajo de investigación titulado “Sistema informático de
electrocardiografía” de alumnos de la ESCOM, por mencionar algunos.
Se encontraron trabajos de investigación enfocados a éste tema, se sabe que aún
faltan esfuerzos para que este tipo de dispositivos se encuentren al alcance de los
profesionales, y más pacientes se vean beneficiados por estas innovaciones. Al
ser accesibles se lograría el monitoreo de señales bioeléctricas como chequeo de
rutina, lo cual ayudaría a un óptimo seguimiento patológico del paciente.
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ESIME
CAPÍTULO 1 | “Definición
de conceptos”
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ESIME
CAPÍTULO 1 DEFINICIÓN DE CONCEPTOS
1.1.
Señales bioeléctricas
El estudio de las señales bioeléctricas es tema central de la bioelectrónica en su
vertiente más teórica. Toda señal bioeléctrica observable en la superficie del
cuerpo (ECG, EMG, EEG, EGG, EOG y ERG) tiene su origen en la membrana de
las células del sistema relacionado (células especializadas y células del miocardio
en el corazón, neuronas en el cerebro, etc.) cuyo comportamiento es muy parecido
al de ciertos componentes electrónicos, aunque bastante más complejo. En uno
de sus aspectos básicos, la Bioelectrónica se ocupa de la interpretación retórica
de la generación, propagación y captación exterior de dichas señales, utilizando
conceptos similares a los que se ponen en juego en la Electrónica clásica (por
ejemplo, el potencial intracelular de reposo se formula mediante ecuaciones
idénticas a las que sirven para expresar la conducción en las redes cristalinas de
los semiconductores, es posible asociar a la membrana celular circuitos
equivalentes que recuerdan a los de algunos componentes electrónicos, las
ecuaciones que se aplican al estudio de la propagación de señales a través de los
nervios son paralelas a las utilizadas en la teoría de las líneas de transmisión.
Existen varios tipos de señales bioeléctricas y se diferencian la una de otra por
características tan específicas como son el ancho de banda y la magnitud (Volts),
es por esto que las señales bioeléctricas tienen (cada una) un dispositivo
electrónico que las mide. Las dos señales más similares en sus métricas son las
del ECG y el EMG, es por eso que esta tesis pretende conjuntarlas en un mismo
dispositivo, aunque cabe mencionar que el dispositivo podrá detectar mejor una de
las dos señales, como se mostrará en posteriores capítulos. En la tabla 1.1 se
muestra la descripción de las señales bioelectricas, magnitud, y ancho de
banda(en corriente continua) respectivamente.
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Señal
ESIME
Magnitud
ECG(electrocardiograma)
EEG(electroencefalograma)
EGG(electrogastrograma)
EMG(electrocarmiograma)
EOG(electrooculograma)
ERG(electroretinograma)
0.5 a 4
5 a 300
10 a 1000
0.1 a 5
50 a 3500
0 a 900
Unidad
mV
μV
μV
mV
μV
μV
Ancho de Banda
(Hz) DC
0.01 a 250
150
1
10
50
50
Tabla 1.1 Tipo de señales bioeléctricas: Magnitud y Ancho de Banda de cada una.
1.2.
Las señales cardiacas.
El corazón es el órgano principal del aparato circulatorio, es el propulsor de la
sangre en el interior del organismo a través de un sistema cerrado de canales: los
vasos sanguíneos.
Los vasos sanguíneos (arterias, capilares y venas) son conductos musculares
elásticos que distribuyen y recogen la sangre de todos los rincones del cuerpo:
-
La arteria es todo conducto que sale del corazón transportando sangre
oxigenada. La parte inferior del corazón se divide en dos cavidades
denominadas ventrículo derecho e izquierdo y son las encargadas de
realizar esta función.
-
La vena es todo conducto que llega al corazón transportando sangre. La
parte superior del corazón, también divida en dos cavidades, denominadas,
aurícula izquierda y derecha son las encargadas de esta función
En la circulación general, la sangre oxigenada sale del ventrículo izquierdo, llega a
todas las células de nuestro organismo y regresa al corazón por la aurícula
derecha. Su función es llevar nutrientes y el oxígeno a todas nuestras células, así
como recoger las sustancias de desecho producidas por el metabolismo.
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A diferencia de la Aorta, la arteria pulmonar (otra arteria principal del cuerpo),
transporta sangre con bajo contenido de oxígeno. En la circulación pulmonar la
sangre pasa de la aurícula derecha al ventrículo derecho y regresa por la aurícula
izquierda. Su función es el transporte de oxígeno. En la figura 1.1 se muestra más
detalladamente las partes que conforman al corazón.
Figura 1.1 Representación gráfica de venas, aurículas, ventrículos y válvulas cardiacas.
1.2.1 Descripción de las partes fundamentales del corazón humano.
El corazón pesa entre 200 y 425 gramos y es un poco más grande que una mano
cerrada. Cada día, el corazón late unas 100,000 veces aproximadamente
bombeando unos 7.571 litros de sangre.
El corazón está situado en la parte central del tórax, entre los dos pulmones,
apoyándose sobre el músculo diafragma, está compuesto principalmente por tejido
muscular (miocardio) y, en menor proporción, por tejido conectivo y fibroso (tejido
de sujeción, válvulas).
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El tejido muscular está formado por células fibrosas estriadas, las cuales, a
diferencia de las fibras musculares de los músculos voluntarios, se unen las unas a
las otras por sus extremidades formando un parte única para poder tener una
acción de contracción simultánea. Cada una de estas fibras está formada por
fibras elementales, dispuestas longitudinalmente, que tienen la propiedad de
alargarse y acortarse en su diámetro longitudinal. Estas fibras se unen para formar
capas musculares, en sentido circular, en sentido longitudinal y oblicuo, respecto a
la base del corazón, de manera que pueda ejercer mejor la función del miocardio,
es decir, la expulsión de la sangre cardiaca hacia los vasos arteriales.
La base, o parte superior del corazón, continúa con los vasos sanguíneos
arteriales y venosos (arteria aorta y pulmonar, venas pulmonares y cava), que
contribuyen a mantenerlo y contenerlo. Esta parte está compuesta por dos hojas,
el endocardio, que está adherido internamente al órgano y el epicardio que lo
rodea completamente. Entre las dos hojas, que no están adheridas entre sí, existe
una cavidad virtual que permite los libres movimientos de la contracción cardiaca.
Estos vasos sanguíneos están sujetos a través de una bolsa que rodea el corazón
denominada Pericardio. Existen dos tipos:
-
Pericardio fibroso: Es el más externo y está compuesto de tejido conjuntivo
denso y rico en fibras de colágeno.
-
Pericardio seroso: Está formado por tejido conjuntivo, compuesto por dos
hojas, una de ellas que está pegada al pericardio fibroso, hoja parietal, y
otra que está pegada al epicardio, hoja visceral, que está adherido
internamente al órgano. Estas dos hojas no están adheridas entre sí, existe
una cavidad denominada cavidad pericárdica, que permite los libres
movimientos de la contracción cardiaca, como se muestra en la figura 1.2
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Figura 1.2 Paredes del corazón
Por otro lado, el ventrículo izquierdo es el encargado de impulsar la sangre a todo
el organismo mientras que, el ventrículo derecho se limita a impulsar la sangre
sólo a la circulación pulmonar. Por esta razón, el tejido muscular es más
abundante en el ventrículo izquierdo que en el derecho. El espesor de las paredes
de las aurículas es muy inferior al de las paredes de los ventrículos ya que la
función de las paredes auriculares es solamente la de contener la sangre que
proviene de las venas.
La aurícula derecha presenta, en su parte superior, dos orificios anchos, uno
superior y otro inferior, correspondientes a la desembocadura de las respectivas
venas cavas. Estos orificios no están provistos de válvulas. Según los antiguos
anatomistas, la zona central de la aurícula se define como el núcleo del tejido
miocárdico especial, del cual se origina el estímulo para la contracción cardiaca.
La parte inferior de la aurícula derecha está, casi toda ella, ocupada por un orificio
muy amplio, el cual es llamado auriculoventricular, sobre el cual está implantada la
válvula tricúspide que controla el flujo sanguíneo entre la aurícula derecha y el
ventrículo derecho.
En la parte superior de la aurícula izquierda, se presenta las desembocaduras de
las venas pulmonares, dos en la parte derecha de la aurícula y dos más en la
parte izquierda; mientras que, la parte inferior está ocupada por el orificio
auriculoventricular sobre la cual se encuentra la válvula mitral, que permite que la
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sangre rica en oxígeno proveniente de los pulmones pase de la aurícula izquierda
al ventrículo izquierdo.
Tanto la válvula tricúspide como la válvula mitral están formadas por pliegues del
endocardio que se reflejan sobre un soporte de tejido fibroso llamado cúspide.
Estos pliegues tienen un margen adherente al orificio auriculoventricular y un
margen libre hacia el centro del orificio. Cuando las válvulas están abiertas, se
adaptan a las paredes del orificio de forma que permiten pasar la sangre
libremente desde las aurículas a los ventrículos. En cambio, cuando se produce la
contracción ventricular, debido a la presión sistólica, las partes libres de los
pliegues se alejan de las paredes y se cruzan entre sí por sus márgenes
bloqueando el orificio e impidiendo la circulación de la sangre desde los
ventrículos hacia las aurículas. Para facilitar la función y evitar que los pliegues se
inclinen hacia la cavidad auricular, están las cuerdas tendinosas de los músculos
papilares
2
que se ponen en tensión durante la contracción ventricular, como se
muestra en la figura 1.3
Figura 1.3 Partes del corazón que ayudan al bombeo de sangre.
2
Estructuras musculares con forma de cono que se encuentran situadas en el interior de los ventrículos
cardiacos.
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Los orificios arteriales están provistos de válvulas semilunares o sigmoides 3. Con
el reflujo de la sangre, al final de la sístole ventricular, estás válvulas se cierran
bloqueando completamente los orificios arteriales y cortando la circulación de la
sangre hacia la cavidad ventricular.
1.2.2 Funcionamiento básico y origen de los potenciales de acción.
El latido cardiaco es una acción de bombeo en dos fases que tarda
aproximadamente un segundo.
Como se explicó anteriormente, a medida que se va acumulando la sangre en las
aurículas, derecha e izquierda, se envía una señal eléctrica que estimula la
contracción de las aurículas. Esta contracción impulsa la sangre a través de las
válvulas auriculoventriculares (tricúspide y mitral) hacia las cavidades inferiores
que se encuentran en reposo (ventrículos derecho e izquierdo). Esta fase de
acción de bombeo es la denominada diástole4. En la figura 1.4 se muestra el
bombeo diástole.
Figura 1.4 Fase de bombeo denominada Diástole.
3
Medidas correspondientes a la frecuencia del pulso, la frecuencia respiratoria y la temperatura corporal.
4
Movimiento de dilatación, es la acción de bombeo más larga.
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ESIME
La segunda fase de acción de bombeo comienza cuando los ventrículos están
llenos de sangre. Las señales eléctricas generadas se propagan por una vía de
conducción eléctrica a los ventrículos estimulando su contracción. Esta fase es
denominada sístole5. En la figura 1.5 se muestra el bombeo sístole.
Figura 1.5 Fase de bombeo denominada Sístole.
Al cerrarse firmemente las válvulas auriculoventriculares (tricúspide y mitral) para
impedir el retorno de sangre, se abren las válvulas sigmoides (pulmonar y aórtica).
Al mismo tiempo que el ventrículo derecho impulsa sangre a los pulmones para
oxigenarla, fluye sangre rica en oxígeno del ventrículo izquierdo al corazón y a
otras partes del cuerpo.
Cuando la sangre pasa a la parte pulmonar y la aorta, los ventrículos se relajan y
las válvulas pulmonar y aórtica se cierran. Al reducirse la presión en los
ventrículos, se abren las válvulas tricúspide y mitral y el ciclo comienza otra vez.
Esta serie de contracciones se repiten constantemente, aumentando en momentos
de esfuerzo y disminuyendo en momentos de reposo. De esta manera, la
circulación de la sangre sólo es posible desde el corazón hacia las arterias, nunca
al revés.
5
Movimiento de contracción.
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ESIME
Los golpes que se producen en la contracción de los ventrículos originan los
latidos, que en un hombre oscilan entre 70 y 80 latidos por minuto y expulsan por
cada ventrículo una cantidad de sangre entre 60 y 70 ml. Este volumen de sangre
es inferior al volumen total de la cavidad y por lo tanto no se produce un vacío
completo de la sangre que hay en los ventrículos. En el caso de existir una
diferencia del volumen expulsado entre el ventrículo derecho y el ventrículo
izquierdo, se tendrá que compensar en las sístoles ventriculares posteriores ya
que en este caso, en poco tiempo la circulación se acumularía o en el circuito
general o en el circuito pulmonar y produciría una situación incompatible para la
vida.
En la figura 1.6 se muestran el conjunto de movimientos del corazón que se
denomina ciclo cardíaco y como ya se ha visto se constituye diferentes fases, la
diastólica o de aspiración y la sistólica o de expulsión.
Figura 1.6 a) Inicio de la diástole ventricular, b) Sístole auricular y c) Final de la diástole ventricular.
Los potenciales de acción que producen las células del miocardio son las
encargadas de la actividad eléctrica del corazón, principalmente para las
diferencias en las composiciones químicas iónicas entre el interior y el exterior de
las células y en la naturaleza semipermeable de la membrana celular que permite
la entrada de iones de potasio, pero bloquea la entrada a los iones de sodio.
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ESIME
Los iones que originan esta actividad eléctrica son:

El sodio (Na)

El potasio (K)

El calcio (Ca)

El cloruro (Cl-1)

Los aniones intercelulares no difusibles.
Los iones difusibles más importantes son el sodio (Na+) y el potasio (K+).
Los iones intentan mantener un equilibrio de concentraciones y cargas entre el
interior y el exterior de la célula y el hecho de que los iones de sodio no puedan
entrar al interior de la célula, provoca las siguientes consecuencias:
-
La concentración de iones de sodio en el interior de la célula será mucho
menor que en el exterior. Por lo tanto, la célula quedará polarizada siendo
más positiva en el exterior que en el interior.
-
Para intentar equilibrar la carga interior y exterior, la concentración de iones
positivos de potasio aumentará en el interior de la célula disminuyendo en
el exterior.
El equilibrio de las cargas no se consigue debido al desequilibrio en la
concentración de iones de potasio y se genera una diferencia de potencial entre el
interior y el exterior de la célula.
Cuando la célula se encuentra en reposo, la diferencia de concentraciones iónicas
genera un potencial eléctrico negativo, llamado potencial de reposo, del orden de 80/-90 mV.
Cuando se excita la membrana celular espontáneamente, o a través de un impulso
eléctrico externo, queda invertida la distribución de los iones quedando la parte
exterior más negativa que la parte interior.
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Una vez finalizada la entrada de iones de sodio a través de la membrana celular
por causa de la excitación, ésta vuelve de forma espontánea a su impermeabilidad
bloqueando nuevamente la entrada de iones de sodio. Además, existe un proceso
activo conocido como una bomba de sodio y potasio. Este proceso expulsa los
iones de sodio del interior de la célula y los reemplaza por los iones de potasio
expulsados en la fase anterior.
En la figura 1.7 se muestra el proceso de repolarización de la célula, además
aparece un período refractario en el que no es posible volver a excitar la célula.
Figura 1.7 Representación de la distribución iónica dentro y fuera de la célula cuando ésta se encuentra en reposo,
cuando se excita de forma espontánea o a través de un estímulo eléctrico externo y durante el proceso de
repolarización.
El periodo refractario de las células cardíacas se puede dividir en tres zonas:

Periodo refractario absoluto (PRA): Ningún estímulo independientemente de
su intensidad puede excitar nuevamente la célula.

Periodo refractario relativo (PPR): Sólo un estímulo intenso es capaz de
producir una nueva excitación.
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
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Periodo de excitabilidad supernormal (SN): Un estímulo débil ya es capaz
de producir la excitación de la célula.
1.2.3 Actividad eléctrica.
La función cardiaca se lleva a cabo a través de la contracción y relajamiento
ordenado de las células del corazón. Este orden se debe a la polarización y
despolarización de las células cardiacas, lo cual se manifiesta en pulsos eléctricos
que pueden ser percibidos por electrodos en zonas particulares del cuerpo, tal y
como se ha explicado anteriormente.
La generación de la señal de ECG (Electrocardiograma) depende de cuatro
procesos electrofisiológicos:

La formación del impulso eléctrico en el marcapasos principal del
corazón.

La transmisión de estos impulsos a través de las fibras de conducción.

La activación o despolarización del miocardio.

La recuperación o repolarización del miocardio.
Cada uno de los potenciales de acción del corazón se genera en la parte superior
de la aurícula derecha (también llamada atrio), en un punto llamado nodo sinusal o
sino auricular (SA) que es conocido como el marcapasos del corazón.
El marcapasos, se trata de un grupo de células especializadas en generar
espontáneamente potenciales de acción con un ritmo regular. Para generar el
latido cardiaco, el potencial de acción se propaga por la superficie de las dos
aurículas en dirección hacia el punto de unión de las aurículas con los ventrículos.
Esta propagación genera la contracción de las aurículas como se muestra en la
figura 1.8
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Figura 1.8 a) Generación del potencial de acción en el nodo sino auricular, b) Contracción de las aurículas debida a la
propagación del potencial de acción del nodo sino auricular hacia el nodo auriculoventricular, c) Distribución del
potencial de acción en los ventrículos a través de las fibras ramificadas.
Después, esta excitación eléctrica, para despolarizar los ventrículos y poder
producir la contracción, se reparte a través de la pared interventricular también
conocida como Haz de His por sus dos ramas con unos filamentos que están en
contacto con las fibras ventriculares.
Cuando acaba la transmisión de estos estímulos eléctricos a través de los
filamentos, los ventrículos se relajan y comienzan el proceso de la recuperación
ventricular y, justo después de esta recuperación, comienza la onda de
repolarización que se produce por el efecto de volver cada uno de las células a su
potencial de reposo de una forma independiente, como se muestra en la figura 1.9
Figura 1.9 a) Contracción de los ventrículos debido a su despolarización, b) Proceso de recuperación ventricular, c)
Retorno de cada una de las células a su potencial de reposo.
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La formación de estos estímulos eléctricos se realiza de forma automática por el
tejido específico del miocardio, pero también puede ser modificada en el tiempo y
en la forma de conducción a través de excitaciones nerviosas que pueden llegar a
través del sistema nervioso central o del sistema nervioso vegetativo y que
influyen, dependiendo de las necesidades particulares de cada momento.
La transmisión de estos estímulos eléctricos producen corrientes que son
registradas en la señal de ECG. En la figura 1.10, se muestran estas señales
producidas por los procesos anteriormente descritos
Figura 1.10 Descripción de la despolarización y repolarización sobre un ECG.
1.2.4 El ECG y sus características.
El electrocardiograma es el registro gráfico de las variaciones de potencial
eléctrico de la actividad del corazón (fibras miocárdicas), en un tiempo
determinado. Estas variaciones se captan con los electrodos a nivel de la
superficie de la piel y a través de los conductores llegan al electrocardiógrafo que
mide los potenciales de acción del corazón y lo registra.
Como se ha explicado anteriormente, el inicio de la generación de impulsos
eléctricos provienen del nodo sino auricular y es en este punto dónde se empieza
a desplazar hacia el nodo auriculoventricular, con tal de poder distribuirse por la
superficie de los ventrículos y realizar la contracción.
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A medida que este potencial eléctrico se desplaza a través del corazón, va
excitando las células que se encuentran a lo largo de su trayectoria.
Estas células tienen características diferentes según la región del corazón donde
se encuentren y esto provoca que cuando se despolaricen se generen potenciales
de acción de diferentes formas.
Si se realiza la correlación de todos estos potenciales generados por las diferentes
células excitadas durante la transmisión del potencial de acción desde la aurícula
hacia los ventrículos aparece el electrocardiograma (ECG) mostrado en la figura
1.11
Figura 1.11 Diferentes intervalos de tiempo importantes en el diagnóstico cardíaco.
La forma característica de la señal ECG corresponde a los diferentes estados que
se producen durante un ciclo cardíaco:

La generación de la onda “P”: Es debida a la despolarización que se realiza
en las aurículas con tal de llenar completamente los ventrículos de sangre.
Esta onda de despolarización auricular, informa sobre el origen del ritmo y el
tamaño de las aurículas, eje normal entre 0-90 º, se valora mejor en
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Derivación Bipolar DII y Derivación precordial V1, su amplitud con un
máximo de 3 mV (3 mm) y una duración máxima de 0,10 seg (2,5 mm), en
menores 12 meses 0,08 seg (2 mm), negativa en aVR y puede ser bifásica
en V1.

El complejo QRS: Es la combinación de dos estados que se producen casi
simultáneamente y que son la repolarización de las aurículas y la
despolarización de los ventrículos para expulsar la sangre hacia las arterias
de salida. Su morfología es el reflejo del equilibrio de las fuerzas eléctricas
ventriculares derechas frente a las izquierdas, por lo tanto varía con la edad.
La máxima longitud es 0,08 seg (2 mm) en niños y 0,10 seg (2,5 mm) en
adultos. Onda R primera onda positiva del complejo, onda S primera onda
negativa tras la onda R. Si aparecen más se denominaran R’ o S’.

La onda T: Corresponde a la repolarización ventricular. Su amplitud se mide
en precordiales izquierdas:
En V4: < 1 año 11 mm > 1 año: 14 mm.
En V6: < 1 año 7 mm > 1 año: 9 mm
Tras el nacimiento hasta 4-7 días la onda T es positiva en todas las
precordiales, posteriormente se negativizan logrando llegar hasta 4 Volts.
En la adolescencia suelen positivarse y después de la adolescencia
disminuyen. Siguen la misma dirección que el QRS, el eje de la onda T
debe estar entre 0-90°, el ángulo entre el eje del QRS y de la onda T suele
mantenerse menor de 60°, máximo 90°; su aumento indica alteraciones de
la re-polarización.

El origen de la onda U: Es todavía desconocido aunque podría ser debida a
la repolarización del sistema de conducción interventricular. En ocasiones
se observan las ECG normales y deben tener la misma dirección que la
onda T. Puede indicar, si no es así, cardiopatía isquémica o hipopotasemia,
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que corresponde a la despolarización de las fibras de Purkinje o para otros
autores a la despolarización del tabique basal.
Además de la forma de la señal de la ECG, para poder realizar un diagnóstico
electrocardiográfico, es muy importante la duración entre las ondas que se
producen ya que dan información sobre la coordinación entre los diferentes
eventos que suceden durante un ciclo cardiaco como se muestra en la figura 1.12
Figura 1.12 Señales del ECG. Correlación de las múltiples señales que se generan en el corazón, debido a la
despolarización de los diferentes tipos de células con tal de generar la ECG. La forma de la ECG es aproximadamente
la que se encuentra en un corazón saludable
El intervalo PR se mide desde el inicio de la onda P hasta el inicio del complejo
QRS y refleja el tiempo de la conducción auriculoventricular, el tiempo necesario
para realizar la despolarización auricular, el retardo normal de la conducción del
nodo A-V y el paso del impulso eléctrico a través del haz de His y de sus dos
ramas hasta el inicio de la despolarización ventricular.
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El segmento PR, en el que no se detecta actividad eléctrica, se mide desde el final
de la onda P hasta el inicio del conjunto QRS y se define como línea isoeléctrica.
El tiempo de la despolarización ventricular se mide desde el inicio de la onda Q
hasta el final de la onda S.
Desde el inicio de la onda Q hasta el final de la onda T se define el intervalo QT
que refleja el tiempo total del proceso de despolarización y repolarización
ventricular, mientras que el segmento ST representa el final de la despolarización
ventricular y el inicio de su repolarización.
Finalmente, para determinar el ritmo de la frecuencia cardiaca, se mide el tiempo
entre dos ondas R consecutivas y se divide por 60 para tener el valor de los latidos
que se producen en un minuto.
El valor de la frecuencia cardiaca con un ritmo ventricular regular normalmente se
puede medir, varía entre un margen de valores comprendido desde 60 a 100
latidos por minuto aunque esto puede variar en función del estado en qué se
encuentre el organismo.
A frecuencias bajas y en personas normales, los segmentos PR y TP muestran
claramente la línea isoeléctrica, la que se considera como basal para medir la
amplitud de las ondas o deflexiones. Con frecuencias rápidas, el segmento TP
desaparece ya que la onda T generalmente se fusiona con la onda P.
Los valores normales de algunos componentes de la ECG en adultos son:
-
Onda P: < 120 ms
-
Intervalo PR: 120-200 ms
-
Complejo QRS: < 120 ms
-
Intervalo QT: < 440-460 ms
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1.3 Señales mioeléctricas
1.3.1 Definición de la electromiografía
La electromiografía es el estudio y análisis de la actividad eléctrica producida por
las unidades motoras (UM) esqueléticas. Los antecedentes históricos de la
electromiografía datan desde el siglo XVII con el descubrimiento del científico
italiano Francesco Redi. Este investigador descubrió la presencia de actividad
eléctrica en las células musculares del pez raya. Posteriormente John Wash en
1773 descubrió también la existencia de electricidad en la musculatura de la
anguila eléctrica. Debido a estos avances científicos se realizaron muchas más
investigaciones con el fin de descubrir la existencia de electricidad en la
musculatura de los organismos vivos. Para el siglo XIX los avances de la
electromiografía se desarrollaron con la invención de un aparato de estimulación
neuromuscular por parte del médico Guillaume BA Duchenne. Este personaje
dedicó parte de su vida en descubrir diferentes tipos de enfermedades
musculares, y con su aparato ayudaba a la rehabilitación de los pacientes por
medio de pequeñas descargas eléctricas. Pero fue la invención de Herbert
Spencer Gasser y Joseph Erlanger que hizo posible poder ver este tipo de
señales, en la figura 1.13 se muestra una fotografía del laboratorio del investigador
Gasser. Ambos fisiólogos construyeron un aparato que combinaba amplificadores
y osciloscopios de rayos catódicos para observar y estudiar los impulsos eléctricos
de diferentes fibras nerviosas. Así, demostraron que cada grupo de fibras
nerviosas presentaron una velocidad de conductividad diferente, especialmente en
función del grosor de la fibra.
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Figura 1.13 Laboratorio de electrofisiología de Herbert Gasser.
Posteriormente la electromiografía se convirtió en un estudio convencional al
implementar los electrodos concéntricos de Adrian y Bronk (electrones de aguja).
Por medio de estos electrodos se logró ayudar a la recuperación rápida de las
personas, ya que con estos dispositivos se podía observar con mayor facilidad si
el paciente presentaba alguna deficiencia en sus fibras musculares.
El estudio de las señales mioeléctricas ha hecho posible detectar diferentes tipos
de patologías que dañan a las células musculares. Estas patologías provocan en
el paciente la debilitación de los músculos y hasta la pérdida total de la movilidad,
principalmente en las extremidades inferiores y superiores. Hoy en día existen
diversos y modernos aparatos que por medio de impulsos eléctricos de baja
frecuencia estimulan las fibras musculares provocando que estos mejoren su
fuerza, volumen y resistencia.
Otro avance de la biomedicina es la invención de prótesis mioeléctricas; estas
prótesis utilizan sensores que ayudan a distinguir entre las diferentes tipos de
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señales que emiten los músculos de las extremidades, teniendo como resultado
una prótesis capaz de realizar los mismos movimientos de un brazo o pierna real.
La electromiografía del 2010 tuvo una gran aportación médica con la invención del
aparato que permite predecir antes de las 34 semanas de gestación si la mujer
tendrá un embarazo prematuro. Este aparato mide la EMG uterina distinguiendo
de esta manera un parto normal en comparación a un parto prematuro. Los
aparatos basados en señales mioeléctricas no sólo se limitan para fines médicos
si no que también se ha estado implementado el uso de las señales con el
propósito de crear juguetes y video juegos que puedan ser controlados por medio
de la actividad bioeléctrica de la musculatura un ejemplo de esto es un video juego
de Microsoft® para controlar notas musicales sólo moviendo los dedos como si se
tocara una guitarra, en la figura 1.14 se muestra una de las aplicaciones de la
electromiografía.
Figura 1.14 Video juego controlado por los músculos del antebrazo.
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1.3.2 Funcionamiento básico de miembros superiores
El cuerpo humano está compuesto por diferentes tipos de sistemas que realizan
diferentes e importantes funciones. El sistema esquelético es uno de los
componentes que ayudan a que nuestro cuerpo tenga movimiento. Sin embargo,
los huesos por sí solos no pueden mover nuestro cuerpo, estos necesitan de otros
elementos como los son las articulaciones y aun más importante los músculos.
Los músculos esqueléticos son los que ayudan a que los seres vivos puedan
correr, bailar, brincar, hablar, en fin una diversidad de actividades físicas. La
participación de los músculos en la vida de los humanos es de gran relevancia.
Existen en el cuerpo más de 600 músculos esqueléticos. En conjunto, constituyen
el 40-50% del peso corporal, y junto con el andamiaje del esqueleto, establecen
también la forma y contornos de nuestro cuerpo. Los músculos están compuestos
de tejido conjuntivo y nervioso. Varían en tamaño, forma y en la disposición de sus
fibras. Los músculos se presentan en diferentes dimensiones, los hay largos y
cortos, anchos y estrechos, triangulares, cuadrados, y otros con forma irregular,
también unos son delgados y otros abultados. La mayoría de los músculos están
fijos a los huesos en dos puntos, uno de ellos se llama origen y el otro punto
inserción. Al momento de una contracción, el hueso donde se encuentra el origen
no genera movimiento, en cambio el hueso donde se encuentra el punto de
inserción realiza un movimiento para realizar la contracción.
Figura 1.15 Fijaciones de un músculo esquelético.
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Los músculos esqueléticos que se muestran en la figura 1.15 trabajan en conjunto
para producir el movimiento, los músculos se coordinan con el fin de crear un
determinado movimiento. Existen diferentes términos para describir las acciones
que realizan los músculos para producir un determinado movimiento, estas se
nombran a continuación:
-
Motor primario: Describe un músculo o grupo de músculos que realizan un
movimiento concreto.
-
Antagonista: Son los músculos que al contraerse se oponen a los músculos
primarios. Los órganos antagonistas se encuentran relajados hasta que el
motor primario se contrae para producir un movimiento.
-
Sinérgicos: Estos músculos se contraen al mismo tiempo que los primarios,
facilitando las acciones de este último.
-
Músculos fijadores: Funcionan como estabilizadores de las articulaciones.
Ayudan a mantener postura o equilibrio en el momento de la contracción y
actúan principalmente sobre las articulaciones de las piernas.
Como se mencionó anteriormente el cuerpo humano está compuesto por una
gran cantidad de músculos. Sin embargo, para el propósito de este proyecto se
estudiarán los músculos que mueven el antebrazo ya que con estos se
realizará el control del sistema.
Figura 1.16 Músculos que actúan sobre el antebrazo
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Los músculos que mueven al antebrazo, (figura.1.16) se clasifican en 4:
-
Músculos flexores
-
Músculos extensores
-
Músculos pronadores
-
Músculos supinadores.
Los músculos flexores son los que a flexionarlos reducen el ángulo entre los
huesos donde se encuentran su punto de origen y el punto de inserción. Los
músculos flexores del brazo son: el Bíceps braquial, Braquial anterior, Supinador
largo. Los músculos pronadores son: pronador redondo y el 14 pronador
cuadrado. El brazo sólo cuenta con un músculo extensor y otro supinador,
llamados tríceps braquial y supinador corto respectivamente. En este proyecto el
bíceps juega el papel principal, ya que como es un músculo de mayor volumen se
decidió tomar el potencial de acción generador de este órgano, con el fin de
obtener impulsos eléctricos de mayor voltaje.
1.3.3 Generación de señales mioeléctricas
El cuerpo humano emite diversas señales en diferentes órganos de nuestro
sistema, entre estas señales se encuentran las producidas por el cerebro, los ojos,
el corazón y los músculos. A las señales producidas por los órganos se les
denomina señales bioeléctricas, pero cada una de estas señales cuenta con un
nombre propio dependiendo del órgano por el cual son producidas.
Las células musculares están compuestas por un núcleo, una membrana,
dendritas y axón. Este último es por donde viajan los PUM (potencial de unidad
muscular) hacia el músculo.
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Figura 1.17 Neurona motora.
Un PUM es producido al excitar el músculo por medio de una contracción, debido
a un proceso biológico. Las neuronas motoras contienen una membrana axónica
que contiene canales que se abren al momento de la contracción y relajación de
músculo. El axón contiene en su interior una concentración de iones de potasio
(K+), proteínas, sulfatos, fosfatos e iones grandes de Cl- que le dan un carácter
negativo al interior de la célula. Por otra parte el exterior de la célula tiene una
concentración de iones de Na+ esto significa que la célula es mayormente positiva
en su exterior en el estado de reposo (relajación del músculo).
El proceso biológico que produce un potencial de acción está formado por dos
etapas: despolarización y re polarización. La etapa de despolarización es
producida por la estimulación del músculo. Cuando el músculo se excita por causa
de un estímulo, la membrana axónica de las neuronas musculares abren sus
canales de sodio y permiten el paso de los iones de sodio (Na+) dentro del axón
con que el interior del axón se encuentre positivamente cargado. Este proceso
provoca que un impulso eléctrico se disipe. Este impulso en estado de reposo se
encuentra entre los -60 a -70 mV dependiendo de la fibra muscular, y al momento
de la despolarización puede aumentar hasta +35mV también este voltaje depende
de la fibra muscular. El potencial de acción sólo dura un determinado periodo, este
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periodo puede variar según la magnitud del estímulo que produjo el PUM y del
músculo. Al momento de la repolarización los canales de sodio se cierran y los
canales de potasio se abren. Esto hace que los iones de sodio salgan del interior
del axón dejando nuevamente que el interior del axón se encuentre negativamente
cargado. En este momento el impulso eléctrico pasa de los +mV a los –mV
nuevamente.
Figura 1.18 Etapas del potencial de acción.
Despolarización lenta (-70 mV hasta -55mV).
Despolarización rápida (-55mV hasta +35mV).
Repolarización rápida (+35mV hasta 2/3 del descenso).
Repolarización lenta (hasta -70mV).
Hiperpolarización (-70mV hasta -75mV).
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Figura 1.19 Procesos de despolarización y repolarización en la neurona muscular.
El periodo total de un potencial evocado está dividido en dos sub periodos. El
periodo refractario absoluto y el periodo refractario relativo
El periodo refractario absoluto es aquella fracción de tiempo, después de iniciarse
un potencial de acción, durante el cual ningún estímulo (por muy elevada que sea
su magnitud) puede excitar esa porción de la fibra. El periodo refractario absoluto
coincide con la etapa de despolarización, va desde la apertura de los canales de
sodio, hasta cuando la mayoría de estos se encuentran inactivos. Por otra parte, el
periodo refractario relativo es aquella fracción de tiempo, después de iniciarse un
potencial de acción, durante la cual para que se genere un nuevo potencial de
acción se requiere que el estímulo aplicado sea de una intensidad elevada. En
este periodo en su gran mayoría los canales de sodio se encuentran inactivos y
los canales de potasio se encuentran abiertos, por lo tanto para que exista otro
potencial de acción la despolarización debe ser muy grande. Los potenciales de
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acción de los músculos o señales mioeléctricas varían en amplitud según el
tamaño del músculo, además tiene un periodo mayor en el hombre que en la
mujer. Estas señales se encuentran en un rango de voltaje que va
aproximadamente desde 1mV hasta 10mV, pero como se mencionó anteriormente
este voltaje puede variar. Estas señales se encuentran dentro de un rango de
frecuencias que va desde 1Hz a 1kHz, pero es dentro del rango de 50 a 350 Hz
donde la amplitud de las señales es más fuerte.
Para fines de estudio, es preciso utilizar electrodos que permiten adquirir las
señales biológicas, y posteriormente observar su comportamiento en aparatos que
visualizan este tipo de impulsos eléctricos. También, es necesario realizar una
etapa de filtrado con el fin de eliminar el ruido que pueda intervenir en la
adquisición de la señal.
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CAPÍTULO 2 | “Diseño y
simulación del
dispositivo”
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CAPÍTULO 2 DISEÑO Y SIMULACIÓN DEL DISPOSITIVO
2.1 Introducción al diseño del dispositivo
Este capítulo aborda el diseño y simulación de un dispositivo electrónico capaz de
percibir, adquirir, manipular y procesar señales bioeléctricas, con el objetivo de su
análisis por medio de una interface gráfica. También, se presentan las
herramientas de diseño electrónico así como las herramientas de diseño
computacional necesarias para el desarrollo del código.
En la primera parte del capítulo, se detallará el diseño electrónico del dispositivo,
en el capítulo 4 se detalla su construcción y su implementación como instrumento
de medición. Considerando las etapas necesarias para procesar una señal de
voltaje muy pequeño.
Haciendo uso de la teoría de electrónica lineal, y en
específico las funciones que pueden desempeñar los amplificadores operacionales
con sus respectivas polarizaciones, se exponen las configuraciones de los
amplificadores operacionales considerados para el mejor desempeño del
dispositivo, así como las configuraciones de los amplificadores operaciones
finalmente utilizadas.
Conforme al diseño y construcción de un dispositivo de medición capaz de ofrecer
cualidades útiles en la instrumentación médica, se diseñó un dispositivo con
diferentes configuraciones, con esto se buscó encontrar una configuración con las
mejores capacidades y el mejor desempeño, considerando el ahorro de espacio y
energía. Con lo anteriormente detallado, se obtuvieron dos simulaciones de
dispositivos electrónicos, las cuales pasaron por pruebas de funcionamiento y
desempeño.
Considerando los diseños existentes de los instrumentos de medición con
aplicaciones médicas, se encontró que la mayoría de estos instrumentos son muy
grandes
y
muy
pesados,
con
las
prestaciones
que
hoy
ofrecen
los
microcontroladores, los amplificadores operacionales y la capacidad de una
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computadora para presentar datos de forma gráfica. Se presenta el diseño de un
dispositivo que es capaz de adquirir, procesar y gestionar señales bioeléctricas,
tomando en cuenta las características antes mencionadas, esto es considerando
la portabilidad, el bajo consumo de energía, el fácil traslado, y su bajo costo de
fabricación.
Asimismo este capítulo resuelve el diseño del dispositivo capaz de hacer lo
anteriormente expuesto, la razón por la cual se simularon dos dispositivos, es
porque cada uno de ellos adquiere la señal y la adecua de forma diferente,
obteniendo como
resultado las señales similares en diferentes etapas de
adecuación. Es por ello que se construyó un dispositivo, con buena adecuación de
señal y buena práctica de la electrónica para procesarla y se propone para futuros
trabajos un segundo diseño, con diferente adecuación de señal y con buenas
cualidades que ofrecer como bajo consumo de energía y menor espacio..
2.2 Bloques de la interface entre paciente - máquina.
El diseño del dispositivo se basa en la interacción de señales bioeléctricas,
adquiridas del cuerpo humano, y procesadas posteriormente para su presentación
ordenada en la PC. Las señales bioeléctricas obtenidas del cuerpo humano son
señales que presentan un voltaje pico muy pequeño lo cual hace a este tipo de
señales susceptibles al ruido electromagnético. Es por ello la necesidad de
elementos electrónicos con resolución amplia para poder medir estas señales,
como el convertidor analógico digital con una resolución a 10bits, también fue
considerado utilizar un amplificador operacional de instrumentación o en
configuración diferencial, para reducir al máximo el ruido electromagnético
inducido al dispositivo. Otra característica de las señales bioelectricas producidas
por el cuerpo es, la poca intensidad de corriente que ofrece como señal, ya que
por el método que se utiliza para obtener la señal, es muy difícil medir la señal sin
un acondicionador de señal. En la figura 2.1 se muestra un esquema de los
bloques que componen la interface paciente - máquina
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Figura 2.1 Diagrama a bloques de comunicación del dispositivo hacia la computadora.
2.3 Bloques del diseño electrónico del dispositivo
El diseño electrónico del dispositivo está formado por cuatro diferentes bloques. El
primer bloque se compone de los transductores de energía. El segundo bloque, es
la adecuación de las señales por medio de amplificadores operacionales en
diferentes configuraciones. El tercer bloque comprende el procesamiento de la
señal para su transmisión de forma digital y su posterior presentación. El cuarto
bloque es la presentación de la señal por medio de la PC. Hay que mencionar que
cada bloque contiene etapas, las cuales tiene una función cooperativa, para hacer
de la señal bioeléctrica un elemento útil, para su análisis. En la figura 2.2 se
muestran de forma general, los bloques del diseño electrónico, y su cambio
respectivo en la señal bioeléctrica medida.
El dispositivo se diseñó para adquirir señales bioelectricas y posteriormente se
presenta la información de forma ordenada, se consideraron las etapas de
adquisición, adecuación, procesamiento y presentación como se muestra en la
figura 2.2
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Figura 2.2 Bloques de diseño electrónico, y su cambio respectivo en la señal bioeléctrica medica.
2.4 Diseño para la adquisición de señales bioelectricas.
Se utilizó una etapa completa para el acondicionamiento de la señal, esta etapa
está formada por amplificadores operacionales en diferentes configuraciones. La
primer configuración del amplificador operacional que se utilizó fue la de un
amplificador operacional de instrumentación con entrada diferencial y ganancia
variable, esta configuración se emplea para amplificar la señal con un factor de
amplificación variable para su ajuste de ganancia, la segunda configuración del
amplificador fue como inversor, la cual se utilizó para invertir la señal que viene del
amplificador de instrumentación, esto se hace ya que la orientación de la señal
depende de la colocación de los electrodos en el paciente. La tercera
configuración del amplificador que se utiliza en el dispositivo adquisidor de señal
fue la del amplificador sumador de señal, esto se utilizó para sumar señal de
corriente directa a la señal eléctrica que proviene del amplificador de
instrumentación o del amplificador inversor. Después de que la señal haya pasado
por tres configuraciones diferentes para su adecuación se utilizó una cuarta
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configuración del amplificador, y esta es un filtro rechaza banda o bien conocido
como filtro Nocht, esta configuración del amplificador como filtro de señal, se
utilizó para discriminar el ruido proveniente de la señal de corriente alterna de las
fuentes de alimentación o inducida por alguna otra fuente de esta frecuencia, este
filtro buscó rechazar el intervalo de frecuencia que comprende frecuencias entre
50Hz y 60Hz. En la figura 2.3 se muestran todas las etapas para el
acondicionamiento de manera ordenada, del diseño electrónico del dispositivo.
Figura 2.3 Bloque de adecuación de la señal del dispositivo electrónico.
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2.5 Simulación del ECG
Para la simulación del dispositivo se utilizó un programa de National Instruments
llamado Multisim® y se trabajó con la última versión libre 11g, este programa de
cómputo permite hacer simulaciones a circuitos que se pueden desarrollar en un
entorno gráfico. En este proyecto de investigación se hicieron dos simulaciones
por separado, uno con el filtro Nocht a 60 hz y una segunda simulación sin el filtro.
2.5.1 Simulación del dispositivo sin filtro Nocht.
Como se muestra en la figura 2.4, el circuito tiene a la entrada un par de
resistencia para el acople de impedancia, el amplificador de instrumentación
presenta una ganancia de voltaje y por ultimo dos amplificadores de bajo ruido
LF353 para la protección del punto común. También, se consideró para la
simulación un generador de señal cardiaca, para tener el ejemplo completo con la
señal y se le sumo un ruido de 60 hz, en la primera etapa de la simulación se
obtuvo un bajo voltaje, esto es porque el amplificador de instrumentación no fue
calibrado a la salida que se requiere, para esto se debe ajustar el potenciómetro,
para obtener mayor ganancia o menor ganancia, esto hace que el voltaje sea más
grande o sea más pequeño.
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Figura 2.4 Circuito con amplificador operacional, filtro Nocht e inversor.
En esta etapa se pasó de tener unos pequeños milivolts a algunos volts de
amplitud. Sin embargo, existen varios problemas adjuntos con esta etapa, uno de
ellos es el ruido debido a que cuando se amplifica no se tiene preferencia por la
señal cardiaca sino que también son amplificadas otras señales provenientes de
agentes externos como ruido EMI (Interferencia Electromagnética) proveniente de
las líneas eléctricas u otros equipos electrónicos, asimismo también se tiene el
ruido ocasionados por las telecomunicaciones inalámbricas, el cual interfiere
completamente con la calidad de esta señal.
Otro factor importante que se tomó en cuenta para poder hacer un correcto
procesamiento de la señal fue el nivel del offset que se obtiene al amplificarla y la
estabilidad en el eje Y de la onda. Esto sucede debido a que si se tiene diferencias
de potenciales ligeramente desplazadas en el eje vertical (aunque sea unos
milivolts) de la entrada inversora con respecto a la no inversora, en la salida se
podrá obtener un resultado indeseable tras multiplicar esta diferencia por la
ganancia.
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Como se muestra el circuito en Multisim® en donde exhibe a la señal ECG a la
que se le agregó un pequeño ruido de 60 Hz.
Figura 2.5 Circuito con amplificador operacional e inversor.
2.5.2 Simulación del dispositivo con filtro Nocht.
La simulación del dispositivo se realizó por medio de un generador de funciones
que desarrolla este tipo de señales. Multisim® dispone de una aplicación que da la
señal ECG (Electrocardiograma), esto permitió ver la eficiencia del filtro rechaza
banda de 60 Hz.
Figura 2.6 Generador de señal cardiaca
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Como se muestra en la figura 2.7 fue usado para la simulación un generador de
señal cardiaca.
En la figura 2.8 se muestra como se mezcla la señal ECG una señal de 60Hz para
simular el ruido, el resultado de esta mezcla fue la señal de entrada al filtro.
Figura 2.7 Señal cardiaca con señal de 60 hz
Este ruido debe ser eliminado mediante la aplicación de un filtro NOTCH
configurado a 60Hz como se muestra en la figura 2.8.
Figura 2.8 Circuito con amplificador operacional, filtro Notch e inversor.
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Se diseñó un filtro con los valores obtenidos de la resistencia y el valor de la
capacitancia, y se hizo la simulación. En la figura 2.9 se muestra el circuito del
filtro Nocht
Figura 2.9 Circuito final del filtro Nocht
Como se puede observar, la herramienta que provee Multisim® para medir la
respuesta en frecuencia del circuito, hace notar la decaída de amplitud de la señal
exactamente en la frecuencia cercana a los 60 Hz. Esto es por el filtro que se
añadió al circuito y está actuando para filtrar la frecuencia de 60Hz que
anteriormente se sumó a la señal de ECG.
Como resultado se obtuvo una señal filtrada un una frecuencia de 60 Hz, aunque
se puede notar que hay una señal con amplitud muy pequeña dentro la señal
bioeléctrica simulada.
Esta etapa también engloba el diseño para la adquisición de señales bioeléctricas,
la cual, está formada por un amplificador operacional de instrumentación con
entrada diferencial y ganancia variable, esta configuración se emplea para
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amplificar la señal con un factor de amplificación variable para su ajuste de
ganancia, la segunda etapa es la del procesamiento de la señal, la cual se
implementa por un microcontrolador.
Figura 2.10 Bloque de adecuación de la señal por medio de un amplificador de instrumentación.
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CAPÍTULO 3 | “Desarrollo
del dispositivo”
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CAPÍTULO 3 DESARROLLO DEL DISPOSITIVO.
Este capítulo describe el desarrollo de un dispositivo electrónico capaz de adquirir
señales bioeléctrica, adecuarlas por medio de la aplicación de la electrónica lineal,
procesarlas por medio de un microcontrolador y presentarlas con un medio digital. El
desarrollo de este dispositivo forma parte de la instrumentación médica, o biomédica, la
cual se encarga de estudiar los elementos electrónicos para interconectarlos entre si y
ofrecer una solución de instrumentación para hacer más fácil la práctica médica, por
medio de herramientas electrónicas.
En el capítulo anterior se describió el diseño del dispositivo, y por medio de los
resultados obtenidos en la simulación del dispositivo se rediseñó para obtener un mejor
dispositivo.
3.1 Etapa 1: Adquisición de la señal bioeléctrica.
El bloque de adquisición, está integrado por transductores y en específico por,
electrodos que convierten la señal bioeléctrica que se genera en el cuerpo
humano, en una señal eléctrica que se procesará.
Para medir los potenciales bioeléctricos hace falta un transductor capaz de
convertir potenciales y corrientes iónicas en potenciales y corrientes eléctricas. Un
transductor de este tipo consta de dos electrodos, que miden la diferencia de
potencial iónico entre sus puntos de aplicación respectivos.
Aunque en algunos tipos de células se pueden hacer medidas de los potenciales
de acción individuales, dichas medidas son difíciles por cuanto exigen una
colocación precisa de un electrodo dentro de una célula. La forma más común de
los biopotenciales medidos es el efecto combinado de una gran cantidad de
potenciales de acción tal como aparecen en la superficie del cuerpo, o en uno o
más electrodos insertados en un músculo, nervio o alguna zona del cuerpo.
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3.1.1 Electrodos.
Al observar la medida de una ECG, EMG o el resultado de alguna otra forma de
potencial bioeléctrico, se puede apreciar que los electrodos de medida son
simplemente puntos de contacto o terminales con los que se obtienen tensiones en
la superficie del cuerpo. Además, la pasta electrolítica o gel empleado
frecuentemente en tales medidas, podría considerarse que se aplica sólo con la
finalidad de reducir la impedancia de la piel para disminuir la impedancia total de
entrada del sistema.
Sin embargo, esta conclusión es incorrecta y no satisface la teoría que explica el
origen de esos potenciales bioeléctricos. Los potenciales bioeléctricos generados
en el organismo son potenciales iónicos, producidos por flujos de corrientes
iónicas. La medida eficiente de esos potenciales iónicos requiere que sean
convertidos en potenciales electrónicos antes de que se puedan medir con
métodos convencionales. Fue la realización de este hecho lo que llevó al
desarrollo de los instrumentos de medida modernos, estables, libres de ruido, de
que se dispone actualmente.
Los dispositivos que convierten los potenciales iónicos en potenciales electrónicos
son denominados electrodos.
Para medir fenómenos bioeléctricos se pueden utilizar una gran variedad de
electrodos, pero casi todos se clasifican como pertenecientes a uno de tres tipos
básicos:

Mioelectrodos: Electrodos utilizados para medir potenciales bioeléctricos
cerca o dentro de una célula.

Electrodos superficiales: Electrodos utilizados para medir potenciales ECG,
EEG y EMG en la superficie de la piel.

Electrodos de aguja: Electrodos utilizados para atravesar la piel para
registrar los potenciales EEG en una región del cerebro o potenciales EMG
en un específico grupo de músculos.
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Los tres tipos de electrodos para biopotenciales presentan la interface metalelectrolito descrita anteriormente. En cada caso, aparece un potencial de electrodo
en la interface, proporcional al intercambio de iones entre el metal y los electrólitos
del organismo. La doble capa de carga de la interface actúa como condensador.
Así, el circuito equivalente del electrodo para biopotencial en contacto con el
cuerpo, consiste en una tensión en serie con una red resistencia-condensador. En
la figura 3.1 se muestra el circuito equivalente de la interface de electrodo
Figura 3.1 Circuito equivalente de la interface de electrodo para biopotencial.
En la figura 3.2 se muestra el diagrama equivalente de la medida de
biopotenciales con dos electrodos, dado que la medida de los potenciales
bioeléctricos requieren dos electrodos, la tensión medida es en realidad la
diferencia entre los potenciales instantáneos de los dos electrodos.
Figura 3.2 Circuito equivalente de la medida de biopotenciales con dos electrodos.
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Si los dos electrodos son del mismo tipo, la diferencia es por lo general pequeña y
depende esencialmente de la diferencia real de potencial iónico entre los dos
puntos del cuerpo en los que se están realizando las medidas. Sin embargo, si los
dos electrodos son diferentes, pueden producir una tensión continua importante
que podría dar lugar a un flujo de corriente a través de ambos electrodos así como
a través del amplificador al que están conectados. La tensión continua debida a la
diferencia de los potenciales de electrodo se denomina tensión offset de los
electrodos. La corriente resultante se confunde a menudo con un verdadero
fenómeno fisiológico. Incluso dos electrodos del mismo material pueden producir
una pequeña tensión.
Además de la tensión de offset de los electrodos, la experimentación ha
demostrado que la actividad química que tiene lugar en un electrodo puede dar
lugar a la aparición de fluctuaciones en la tensión sin ninguna entrada fisiológica.
Dichas variaciones pueden aparecer como ruido sobre una señal bioeléctrica. Este
ruido se puede reducir con una elección adecuada de los materiales o, en la
mayoría de los casos, con un tratamiento especial, como recubrir los electrodos
con algún método electrolítico para mejorar la estabilidad. Se ha encontrado que,
electroquímicamente, el electrodo plata-cloruro de plata es el tipo de electrodo
más estable.
Las redes de resistencia y capacitancia mostradas anteriormente representan la
impedancia de los electrodos, una de las características más importantes, como
valores fijos de resistencia y capacidad. Lamentablemente, la impedancia no es
constante. La impedancia depende de la frecuencia debido al efecto de la
capacidad. Además, tanto el potencial del electrodo como la impedancia varían
por un efecto denominado polarización.
La polarización es el resultado del paso de la corriente continua a través de la
interface metal-electrolito. El efecto es muy parecido al de cargar una batería con
la polaridad de la carga opuesta al flujo de corriente que genera la carga. Algunos
electrodos se diseñan para evitar o reducir la polarización. Si el amplificador al que
están
conectados
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los
electrodos
tiene
una
impedancia
de
entrada
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extraordinariamente alta, el efecto de la polarización o cualquier otro cambio en la
impedancia del electrodo queda minimizado.
El tamaño y el tipo de electrodo también son importantes en la determinación de la
impedancia del electrodo. Los electrodos más grandes tienden a tener
impedancias más pequeñas. Los electrodos superficiales tienen generalmente
impedancias de 2 a 10 KΩ, mientras que los pequeños electrodos de aguja y los
micros electrodos tienen impedancias mucho mayores.
Para obtener óptimos resultados en la lectura o registro de los potenciales
medidos por los electrodos, la impedancia de entrada del amplificador debe ser
varias veces la de los electrodos.
En 1917 se introdujeron los electrodos de placa. Estos estaban separados de la
piel del individuo por almohadillas de algodón o fieltro empapadas con una
solución salina concentrada. Posteriormente, un gel o pasta conductora (un
electrolito) reemplazó a las almohadillas empapadas y se permitió que el metal
contactase con la piel. Los electrodos de placa de este tipo todavía se utilizan
actualmente.
Una de las dificultades al utilizar electrodos de placa es la posibilidad de
desplazamiento o movimiento del electrodo. Todos los electrodos precedentes
adolecen de un problema común. Todos son sensibles al movimiento, algunos en
mayor grado que otros. Incluso el más ligero movimiento cambia el espesor de la
fina película de electrolito entre el metal y la piel y produce de este modo cambios
en el potencial e impedancia del electrodo. En muchos casos, los cambios de
potencial son tan graves que bloquean completamente los potenciales
bioeléctricos que intentan medir los electrodos.
Posteriormente, se introdujo un nuevo tipo de electrodo, el electrodo flotante. El
principio de este electrodo es eliminar prácticamente los artefactos del movimiento
evitando cualquier contacto directo del metal con la piel. El único camino
conductor entre el metal y la piel es el gel o pasta electrolítica, que forma un
puente de electrolito. Incluso manteniendo la superficie del electrodo en ángulo
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recto con la superficie de la piel, el funcionamiento no se deteriora siempre y
cuando el puente de electrolito mantenga contando a la vez con la piel y con el
metal. Este tipo de electrodo se muestra en la figura 3.3, este se sujeta a la piel
mediante anillos adhesivos por los dos lados que se adhieren tanto a la superficie
plástica del electrodo como a la piel.
Figura 3.3 Diagrama de electrodo superficial flotante.
Los electrodos desechables son en general del tipo flotante con conectores de
cierre automático simple, mediante los que se unen las conexiones que son
reutilizables. Aunque su costo es normalmente bajo, algunos electrodos
desechables pueden utilizarse varias veces.
Existen 2 diferentes tipos de electrodos, los concéntricos o de aguja, que fueron
implementados por Adrian y Bronk, y los electrodos superficiales que no son
invasivos. Para este proyecto se utilizaron los electrodos superficiales. Los
electrodos superficiales con gel están compuestos por una parte metálica que
generalmente es de oro o cloruro de plata. La capa de cloruro de plata permite que
la corriente emitida por los músculos pase libremente a través de la juntura entre
el gel electrolítico y el electrodo. La parte metálica esta adherida una superficie
diferente conocida como soporte, el cual puede estar fabricado de microporo o
espuma, este material contiene en una de sus caras un pegamento que se adhiere
muy bien a la piel. El soporte de microporo o espuma contiene también una parte
de gel conductor sólido, este gel tiene contacto directo con la piel y la parte
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metálica. Las figuras 3.4 y 3.5 muestran mejor la composición del electrodo
superficial.
Figura 3.4 Electrodo de esponja.
Figura 3.5 Electrodo por la otra cara.
La manera en que los electrodos son colocados en la piel para detectar los
potenciales de acción de un músculo es el papel más importante y más
complicado. Al colocar los electrodos en la piel se tiene que tener bien definido
cuál será el músculo que proporcionará el potencial de acción. Se debe estudiar el
músculo y conocer exactamente donde se encuentra ya que si se coloca un
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electrodo en un músculo y el otro cerca de otro músculo, cabe la posibilidad de
obtener un potencial muy débil o solamente ruido. Es por esta razón, que es
importante seleccionar el tamaño de los electrodos ya que se puede confundir las
señales de músculo u otro. Para poder obtener un PUM (potencial de unidad
muscular) de alto voltaje los electrodos deben estar colocados exactamente en el
músculo deseado, la superficie de la piel debe estar limpia, y los electrodos deben
estar totalmente adheridos, es decir que no debe haber mucha distancia entre el
electrodo y la superficie muscular.
La colocación de los electrodos varía de acuerdo al músculo donde se desee
obtener el potencial de acción, para obtener una señal mioeléctrica se recomienda
que los electrodos sean colocados en un músculo de mayor volumen, esto se
debe a varias razones: En un músculo grande es mucho más sencillo de colocar el
electrodo sin que tenga contacto con otro músculo. Al no tener contacto con otro
músculo, se puede asegurar que el potencial de acción es del músculo deseado y
se elimina ruido. Los potenciales de acción son de mayor voltaje entre más grande
sea el músculo. Es fácil que el paciente detecte un músculo de mayor volumen,
como lo son los bíceps, y los muslos de la pierna. Algunas recomendaciones a la
hora de colocar los electrodos son:
Para este proyecto se decidió colocar los electrodos en el bíceps braquial, ya que
es un músculo grande y más sencillo de obtener un PUM. La figura 3.6 muestra la
composición de músculo y la figura 3.7 muestra cómo deben colocarse los
electrodos músculo.
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Figura 3.6 Bícep Braquial.
Figura 3.7 Colocación de los electrodos.
Para la elección final hay que tener en cuenta las ventajas y desventajas de los
distintos sensores de que se pueden utilizar para la captación de los pulsos
cardiacos explicados anteriormente.
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El problema de no utilizar un tercer electrodo, implica la eliminación del circuito
que permite cerrar las corrientes de polarización. Pero esto se puede solucionar
utilizando un circuito que tenga gran impedancia a la entrada, al menos en el
rango de frecuencias de las señales que se desean amplificar y permita, a la vez,
la circulación de las corrientes de polarización.
Explicación de porqué se utilizan circuitos con tres puntos: Los amplificadores de
tres electrodos es el sistema más habitual porque presenta poca interferencia. El
tercer electrodo permite reducir la señal en modo común a la que está sometido el
paciente. Esto será posible si la impedancia del tercer electrodo es pequeña, así la
tensión en modo común también será menor y, por lo tanto, las interferencias
derivadas de ella también serán menores.
Existen dos inconvenientes para reducir esta impedancia. Por un lado, la
impedancia del tercer electrodo no es controlable. Se pueden utilizar medidas para
reducirlo al máximo como utilizar gel conductor, preparar la piel antes de la
medición, utilizar electrodos más grandes, etc. Pero aún así, ésta no es nula. Por
otra parte, la utilización de amplificadores no aislados, cuanto menor sea la
impedancia del tercer electrodo, mayor será la corriente que atravesará el cuerpo
del paciente.
Para intentar solucionar estos inconvenientes y reducir las interferencias sin
afectar, todo lo posible, la seguridad del paciente, se utilizan una serie de técnicas
de las cuales las más conocidas son la conexión a tierra virtual y la realimentación
activa.
3.1.1.1 Tierra virtual.
La principal desventaja de añadir un tercer electrodo es la disminución de la
seguridad del paciente, debido a que habilita un posible camino a tierra, a través
de éste, de las corrientes que por cualquier causa, puedan generarse en el mismo
sistema de amplificación y en su entorno.
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Para poder mantener las ventajas del tercer electrodo sin poner en peligro al
paciente, una posibilidad es la de minimizar las corrientes de fuga mediante la
conexión de una resistencia de elevado valor al tercer electrodo y a tierra, ya que
ello permitiría el cierre de las corrientes de polarización facilitando el
funcionamiento del sistema.
El problema que supone conectar una resistencia de elevado valor entre el tercer
electrodo y tierra, es que aumentaría la tensión en modo común y, por lo tanto, el
nivel de interferencia.
Una solución a este problema es incluir al paciente en el bucle de realimentación
del seguido, de esta manera, el paciente está al potencial de tierra virtual,
desapareciendo la señal de modo común ya que en la impedancia de entrada no
existe caída de tensión.
3.1.1.2 Realimentación activa
Esta técnica consiste en situar el tercer electrodo a un potencial de referencia que
es proporcional a la tensión de modo común del paciente y de signo contrario. El
efecto es reducir la impedancia del tercer electrodo sin disminuir la seguridad del
paciente.
Figura 3.8 Realimentación activa
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Además, la realimentación activa disminuye la interferencia en modo común,
aproximadamente en la misma proporción que la impedancia del tercer electrodo.
Un problema que presenta este circuito, es su posible oscilación. Para solucionarlo
es conveniente introducir algún tipo de compensación.
3.1.2 Cables para electrodos.
Los cables para electrodos son unos cables especiales que se adhieren a los
electrodos. Estos cables son delgados y tienen en una de sus partes un broche
que es el que se amarra al electrodo, y por otra parte tiene una entrada hembra,
que es la que se adhiere a una entrada macho conectada a la entrada del
amplificador. Los cables pasan la señal eléctrica a un amplificador, es decir son el
medio de transporte de la señal.
Estos elementos facilitan el envío de señales al circuito que se utilizará para el
sistema. Los cables se colocan uno por cada electrodo, a demás se trenzan con la
finalidad de reducir el ruido ya que elimina el campo magnético que se encuentra
entre ellos. La figura 3.9 muestra la composición de los electrodos usados en este
proyecto. Se puede observar que de un lado tiene los broches y del otro las
entradas hembra. A demás están trenzados para un mejor funcionamiento.
Figura 3.9 Cables para electrodos.
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3.2 Etapa 2: Adecuación de la señal bioeléctrica.
El bloque denominado adecuador, está integrado por tres etapas distintas, en la
primera etapa se utiliza el amplificador de instrumentación AD620, el cual tiene la
tarea de adquirir la señal de forma diferencial de los electrodos conectados al
cuerpo del paciente. Esto se hace utilizando las guías de los electrodos. El
amplificador de instrumentación obtiene la señal en sus entradas con una alta
impedancia en forma diferencial, cuando se obtienen estas señales se hace una
operación de suma entre ellas, ya que la señal que se encuentra en la terminal no
inversora, es muy similar a la señal que se encuentra en la señal inversora, para
este caso se dice que se tiene una referencia de modo común, se hace una suma
de señales, donde cada señal tiene un signo opuesto a la otra, se obtiene un valor
sin ruido. Esto es por la relación en modo común que tiene estas señales entre si,
y el resultado de esta operación de suma entre estas dos señales da una señal
diferencial, la cual se amplifica el número de veces la ganancia controlada por la
Rg.
3.2.1 Amplificador de instrumentación.
Este amplificador de instrumentación se utiliza para adquirir señales de forma
diferencial para eliminar el ruido electromagnético que existe en todos los
dispositivos electrónicos. Posteriormente, esta señal se amplifica por la relación
que hay a través de la resistencia de ganancia, como se puede detallar en el
diagrama eléctrico del amplificador usado. En la figura 3.10, se puede observar el
diagrama eléctrico del amplificador de instrumentación AD620.
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Figura 3.10 Vista superior del Amplificador AD620.
El amplificador de instrumentación es un circuito que está compuesto por tres
amplificadores operacionales y varias resistencias, estás son de diversos valores
dependiendo del dispositivo de instrumentación. El offset, la razón de rechazo
común y demás características varían también de acuerdo al modelo del
amplificador de instrumentación. Los amplificadores de instrumentación son
utilizados para medir señales muy pequeñas y ruidosas las cuales van de los
micro voltios a mili voltios el cual amplifica las dos señales de entrada y rechaza o
atenúa la señal común en ambas entradas a esta diferencia la multiplica por la
ganancia deseada. Los amplificadores de instrumentación por su composición son
capaces de detectar y amplificar señales demasiado pequeñas, es por eso que
son utilizados para fines de instrumentación médica. El circuito de la figura 3.11 es
un
amplificador
de
instrumentación,
sin
embargo,
existen
los
circuitos
encapsulados, que ahorran espacio y tiempo a la hora de armar tu circuito.
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Figura 3.11 Amplificador de instrumentación.
El amplificador de instrumentación es un amplificador diferencial por lo que el
voltaje de salida resulta de la siguiente manera: Vo=G(V1-V2). Si se asigna a
V2=0, entonces Vo= G*V1 y funcionaría como amplificador no inversor. Por lo
contrario, si V1=0, entonces Vo= -G*V2 y actuaría como un amplificador inversor.
En la figura 3.12 se muestra la relación de señales de entrada y señal de salida
Figura 3.12 Amplificador Diferencial.
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Antes de seleccionar un amplificador de instrumentación es importante tomar en
cuenta las siguientes características:

La ganancia en modo común debe ser muy baja respecto de la ganancia
diferencial, es decir, debe ofrecer un CMRR para no obtener voltajes no
deseados.

La impedancia debe ser muy alta para que su ganancia no se vea afectada
por la impedancia del voltaje de entrada.

La impedancia de salida debe ser muy baja para que su ganancia no se vea
afectada por la carga que se conecta a la salida.

Bajo nivel de la tensión de offset del amplificador y baja derivación en el
tiempo y con la temperatura, a fin de poder trabajar con las señales
continuas muy pequeñas.

Un factor de ruido muy próximo a la unidad, esto es que no incremente el
ruido.
Es recomendable hacer comparación de varios amplificadores de instrumentación
y realizar una tabla de sus características principales como lo son la ganancia,
voltaje offset, CMRR, ruido y su ancho de banda, para realizar a una buena
selección dependiendo de su uso. Se acordó utilizar para este proyecto el
amplificador INA118 de la compañía Burr Brown ya que es de fácil uso, solo se
requiere calcular la resistencia Rg (resistencia externa) para obtener la ganancia
necesaria con la siguiente fórmula
---------- (3.1)
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Dónde:
G=Ganancia total del amplificador.
RG=Resistencia que controla la ganancia del amplificador.
3.2.1.1 Unidad de la pierna derecha.
Como se ha visto anteriormente el ruido es muy difícil de atenuar y distinguir de
una señal biológica adquirida, ya que el cuerpo humano es como una antena que
capta muchas frecuencias de interferencia por el campo magnético especialmente
la de 60 hz, para reducir aún más la amplitud de estas frecuencias es bueno
utilizar el circuito de la pierna derecha junto con el amplificador de instrumentación
para disminuir la interferencia en modo común y aterrizar el circuito. El circuito que
fue utilizado para esta etapa se muestra en la figura 3.13
Figura 3.13 Unidad de Pierna Derecha.
3.2.2 Diseño del Filtro Notch.
El filtro Notch también es llamado filtro de muesca o filtro de rechazo de banda por
la forma en que rechaza a todas las frecuencias excepto un determinado rango de
ellas.
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Este filtro es empleado para amplificar señales con muy pequeña amplitud y
cuando interfieren señales de mucho ruido que no son deseables. Las luces
fluorescentes, la fuente de voltaje, e incluso las personas provocan mucho ruido a
la señal que se desea.
La frecuencia de ruido es de 50 o 60 Hz dependiendo el país donde te encuentres,
es muy difícil eliminar esta frecuencia de la señal, pero se puede lograr disminuir
mediante el filtro Notch.
Como se muestra en la figura 3.14 los filtros muesca se construyen restando la
salida de un filtro pasa banda a la señal original. Para las frecuencias que están en
la banda de paso del filtro de muesca, la salida de la sección del filtro pasa banda
se aproxima a cero. Por lo tanto, la entrada E1 se transmite a través de la
resistencia de entrada sumadora, R1, con lo que Vo adquiere un valor igual a –E1.
Por lo tanto, Vo= -E1, tanto en la banda de paso superior como en la inferior del
filtro muesca.
Figura 3.14 Filtro Muesca.
Para diseñar un filtro muesca se tiene que construir un filtro pasa banda que tenga
la misma frecuencia resonante, ancho de banda y en consecuencia el Q del filtro
muesca. Después se conecta el sumador inversor eligiendo resistencias del
mismo valor o muy cercanas para R para lograr un funcionamiento satisfactorio.
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Por lo general, los filtros muesca son la ganancia unitaria. Las ecuaciones
correspondientes a Q,B,fl,fh, y fr, son idénticas a las del filtro pasa banda.
Solamente se calcula R y Rr que son las resistencias del filtro pasa banda ya que
los capacitores se proponen.
--------- (3.2)
---------- (3.3)
---------- (3.4)
Esta configuración del amplificador operacional se refiere a un filtro rechaza
banda, se define así, por las frecuencia que filtra en un ancho de banda definido.
El filtro se calcula para que filtre, o rechacé la frecuencia de 60 Hz, esta frecuencia
está presente a causa de las líneas de alimentación del circuito o de algún otro
dispositivo involucrado a el dispositivo de adquisición de señales bioelectricas, por
tanto se debe integrar este filtro para eliminar esta frecuencia en la señal
bioeléctrica.
Para el circuito, existe una banda en la cual la magnitud de la función de
transferencia es igual o relativamente cercana al valor máximo de amplitud de la
señal. Para fijar los límites de frecuencia de ganancia relativamente alta, se elige
el valor 0.707 Avmax como nivel de corte como se muestra en la figura 3.15 Las
frecuencias f1 y f2 se llamarán por lo general frecuencias de corte, banda limitada
o mitad de potencia.
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Figura 3.15 Función de transferencia o ganancia |Av(s)|.
Para determinar las frecuencias f1 y f2 se reemplazo en la ecuación anterior la
función de transferencia o ganancia |Av(s)|.
Para el diseño del filtro rechaza banda se consideraron diferentes tipos de
configuraciones, después de un análisis se llegó a la conclusión que la
configuración que se usó, fue la que se adecuaba a las características eléctricas
de nuestra señal a medir. Ya que otro tipo de configuraciones están hechas para
hacer un corte a 40Db o 60 Db en la frecuencia de corte, pero presenta un
problema mayor, porque la señal que se estaba midiendo tiene una armónica muy
cercana a la frecuencia de 60 Hz y esto hace que se atenuara mucho en amplitud.
3.2.3 Inversor
En la tercera etapa se utilizó un amplificador operacional con una configuración de
inversor de señal, este inversor de voltaje, se empleó por la orientación de la señal
bioeléctrica, esta orientación esta depende de cómo se coloquen los electrodos en
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el paciente, ya que si se cambian las terminales que van a la terminal inversora y
no inversor el amplificador de instrumentación de esta señal se ve afectada en su
orientación. Para hacer más fácil el control sobre la orientación de la señal
bioeléctrica, se propuso la configuración del amplificador operacional capaz de
invertir la señal bioeléctrica sin sumarle ruido, ni cambiar las propiedades de esta
señal. Considerando las condiciones anteriores se diseñó un circuito con un
amplificador operacional como se muestra en el circuito eléctrico de la figura 3.16.
Figura 3.16 Amplificador Inversor.
Esta configuración como inversor de voltaje del amplificador operacional, se utilizó
para controlar la orientación de la señal proveniente de la salida del amplificador
de instrumentación; ya que la orientación de la señal de salida del amplificador de
instrumentación está directamente relacionada con el lugar de posición de los
electrodos en el cuerpo humano.
Se pensó un utilizar esta etapa para poder tener el control de la orientación de la
señal, y no estar cambiando la posición de las guías de la señal en el paciente, ya
que esto puede ser desgastante, para el paciente, y/o para la persona que está
con las mediciones. Esto es muy útil, de manera práctica por que hace que el
dispositivo ofrezca ventajas a otros dispositivos que definen la posición fija de los
electrodos, esto significa que los demás dispositivos de medición definen el lugar y
orden de la colocación de los electrodos, por tanto, utilizan colores para no
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confundir al operador y así realizar una medición útil. Con el diseño de esta etapa
fue posible poder desechar el concepto de la posición de los electrodos para así
usar los electrodos en los puntos sugeridos sin importar su orden.
Es importante especificar que este dispositivo está diseñado para utilizar o no
cualquiera de las etapas de adecuación y procesamiento de la señal dependiendo
de qué salida se busca, en la primera etapa se puede obtener una señal
proveniente del amplificador de instrumentación.
3.2.4 Sumador
Un sumador inversor tiene múltiples entradas por el pin inversor que se suman y
se invierten. El Vo estará dado por cada entrada multiplicada por su peso, que a
su vez estará dado por la división de RF sobre la resistencia que presente cada
entrada. En esta configuración, cada entrada tiene su propia impedancia de
entrada que será la misma resistencia de entrada que presente, es decir la
entrada v1 presentara una impedancia de entrada R1, y así también las demás
entradas, solo hay una impedancia de salida que está en el orden de los mΩ o
menos. En la figura 3.17 se muestra el diagrama eléctrico del amplificador
operacional como sumador.
Figura 3.17 Diagrama eléctrico del amplificador operacional como sumador inversor.
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Para hallar Vo se aplicó el teorema de superposición. Fue encontrado el peso que
generó una entrada a la señal de salida, y luego se generalizó para todas las
entradas. En vista que la diferencia de potencial entre el pin inversor y el pin no
inversor es cero, la salida de una entrada j solo será afectada por su respectiva
resistencia de entrada y la RF, las resistencias de las entradas que fueron
apagadas no afectan en nada. En la figura 3.18 se muestra el diagrama eléctrico
del amplificador operacional como sumador, no inversor.
Figura 3.18 Diagrama eléctrico del amplificador operacional como sumador, no inversor.
3.3 Etapa 3: Procesamiento de la señal eléctrica.
3.3.1 Microcontrolador familia MSP430G.
El microcontrolador por definición, es un dispositivo electrónico capaz de procesar
sentencias lógicas, por medio de una arquitectura claramente definida, esta
arquitectura está definida en su mayor parte por dos grandes etapas, digital y
analógica. La etapa digital está compuesta por puertos de entrada y salida, y por
compuertas lógicas interconectadas entre sí para incrementar su nivel de
integración. La etapa analógica está definida por comparadores, amplificadores
operaciones, convertidores analógico digital y sensores de temperatura o tensión.
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Esto hace al microcontrolador una herramienta útil, para realizar tarea por medio
de un control electrónico y lógico que se define a través de un programa en
lenguaje c o lenguaje ensamblador dependiendo el tipo de microcontrolador. En la
figura 3.19 se muestra la arquitectura general del microcontrolador MSP430G2553
de Texas Instruments®.
Clock
System
Periférico
Periférico
Periférico
Periférico
Periférico
Periférico
Periférico
Figura 3.19 Arquitectura general del microcontrolador MSP430G2553
3.3.2 Convertidor Analógico-Digital (ADC).
El ADC10, tiene entradas analógicas (10 canales desde el A0 hasta el A7, Vmid y
Vtemp), referencias
internas (VCC,
VSS,
2.5V,
1.5V),
y
referencias
externas (VeREF+ y VeREF-), mientras que en la etapa funcional se tiene,
(ADC10OSC,
ACLK,
MCLK,SMCLK)
& divisor (ADC10DIV), conversión
triggers (ADC10SC, TA0, TA1, TA2) y modos (conversión de un solo canal,
conversión de una secuencia de canales, conversión repetitiva de un solo canal,
conversión repetitiva de una secuencia de canales), un buffer donde se almacena
el resultado de la conversión ADC10MEM, y un controlador de transferencia de
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datos para cargar automáticamente el contenido del buffer ADC10MEM en
posiciones de memoria dentro del microcontrolador, gráficamente es posible
agrupar las etapas como se muestra en la figura 3.20
VeREF +
VeREF –
RELOJ INTERNO
& DIVISOR
CONTROL DE
TRANSFERENCIA
DE DATOS
A0 A1
A2 A3
A4 A5
A6 A7
Vmid
Vtemp
Vcc (5V)
Vss (0V)
REF2_5 = 1, 2.5v.
REF2_5 = 0 , 1.5v.
ADC10
MODOS DE
CONVERSION
ADC10MEM
Figura 3.20 Diagrama esquemático del convertidor analógico digital.
En la figura 3.21 se muestra un esquema general del ADC10 con la finalidad de
lograr ubicar las entradas analógicas.
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Figura 3.21 Se muestra esquema general del ADC10.
El microcontrolador tiene una serie de entradas analógicas internas y externas que
permiten ser leídas por el módulo ADC10, y son conocidas como “canales”.
Los canales analógicos “externos” que se conectan vía los pines del mismo
microcontrolador son los que se muestran en la tabla 3.21
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Nombre
Descripción
P1.0/A0
Pin
0
2
P1.1/A1
3
P1.2/A2
4
P1.3/A3
5
P1.4/A4
6
P1.5/A5
7
P1.6/A6
8
P1.7/A7
9
Canal
ADC10 entrada analógica A0
1
ADC10 entrada analógica A1
2
ADC10 entrada analógica A2
3
ADC10 entrada analógica A3
4
ADC10 entrada analógica A4
5
ADC10 entrada analógica A5
6
ADC10 entrada analógica A6
7
ADC10 entrada analógica A7
Detalles
Permite leer voltaje analógico en el
pin A0
Permite leer voltaje analógico en el
pin A1
Permite leer voltaje analógico en el
pin A2
Permite leer voltaje analógico en el
pin A3
Permite leer voltaje analógico en el
pin A4
Permite leer voltaje analógico en el
pin A5
Permite leer voltaje analógico en el
pin A6
Permite leer voltaje analógico en el
pin A7
Tabla 3.1 Referencia para entradas analógicas y canales de conversión analógico digital
También se tienen de los canales de las referencias externas de voltaje positivo y
negativo. La referencia de voltaje de positivo externa Ve REF+ está multiplexada con
el pin 6 que corresponde con la entrada analógica A4, por ello sólo una de ellas
funciona a la vez. Lo mismo sucede con la referencia de voltaje negativo externa
VeREF- que está multiplexada con el pin 5 que corresponde con la entrada
analógica A3.
Existen dos canales más para completar el abanico de opciones, son el voltaje
equivalente del sensor de temperatura interno del ADC10 y el voltaje medio de
(VCC – VSS)/2. En la tabla 3.2 se enlistan estos voltajes de referencia externa.
Nombre
Pin
VeREF+
5
VeREF-
6
Vtemp
7
Vmid
8
Canal
3
4
5
6
Descripción
ADC10 referencia externa positiva
ADC10 referencia externa negativa
ADC10 temperatura sensor
ADC10 mid voltage
Tabla 3.2 Referencia de voltajes externos
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Detalles
Permite leer voltaje de
referencia positiva externa
Permite leer voltaje de
referencia positiva externa
Permite leer voltaje en el
sensor de temperatura
Permite leer voltaje de (VccVss)/2
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Figura 3.22 Función de transferencia de sensor de temperatura.
En la figura 3.22 se puede observar que el máximo valor en voltaje que se entrega
al sensor es alrededor de 1.4V, por ello se sugiere trabajar con una referencia
positiva de un voltaje similar a 1.4V, por ejemplo 1.5V (que está disponible como
referencia positiva interna VREF+). Para activarlo se tiene que seleccionar el canal
10 con los bits INCHx cuadro azul de la figura 3.21, luego el tratamiento de la
señal así como la configuración de referencias es idéntica a la de cualquier otro
canal analógico.
Finalmente, la selección de los canales se realiza mediante los bits INCHx que se
encuentra en el registro ADC10CTL1 mostrado en la figura 3.23
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Figura 3.23 ADC10CTL1, ADC10 Registro de control 1.
INCHx
BITS 15 – 12
Canal de entrada seleccionado. Estos bits seleccionan el canal para
una sola conversión o el mas alto canal para una conversión secuencial. Solo los
canales del ADC pueden ser seleccionados.
0000
A0
0001
A1
0010
A2
0011
A3
0100
A4
0101
A5
0110
A6
0111
A7
Figura 3.24 Configuración de los bits INHx.
3.3.2.1 Voltajes de referencia: Externas e Interna
En la figura 3.25 se aprecia en cuadros las etapas que constituyen toda la
configuración de los voltajes de referencia en el ADC10:
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Figura 3.25 Voltajes de referencia externa e interna.
Las referencias externas (positiva: VeREF+, negativa: VeREF-) y las referencias
internas (positiva: VREF+, no existe negativa) tienen como finalidad ser el punto de
comparación para el voltaje de entrada a ser muestreado, es decir son los límites
de los voltajes a medir.
Es muy común utilizar el VCC del microcontrolador como referencia positiva y el
VSS
como
referencia
negativa,
sin
embargo
el
ADC10
de
estos
microcontroladores da la posibilidad de incrementar la resolución del voltaje
medido manipulando no sólo el límite superior (referencia positiva) sino también el
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límite inferior (referencia negativa). Mediante estas referencias se construye la
ecuación para determinar el valor decimal de una conversión de voltaje, dicha
ecuación es la siguiente:
---------- (3.5)
Dónde:
Nadc = resultado de la conversión en decimal.
nint( x ) = función que obtiene el entero más cercano de x.
Vin = es el voltaje de entrada del canal seleccionado.
VR+ = voltaje de referencia positivo.
VR- = voltaje de referencia negativo.
En la figura 3.26 se muestran los valores que pueden adoptar la referencia de
voltaje externa
Figura 3.26 Valores de referencia de voltaje externa.
Ahora se configuran las referencias internas. En la figura 3.27 se puede apreciar
que el MSP430G2553 cuenta con un voltaje de referencia interno positivo indicado
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como VREF+ ( Voltaje de referencia positiva) el cual se activa con el bit REFON.
Su recorrido es el de color rojo. Posee dos niveles de voltaje fijos: 2.5 y 1.5, los
cuales se seleccionan mediante el bit REF2_5V y requiere que SREF1 = 0,
SREF0 = 1, para ser configurado como VR+. Esta señal siempre pasa por el buffer
del ADC10. Debido a esto se tiene la posibilidad de llevar esta señal al exterior
como lo muestra el recorrido de color azul. Esto se realiza mediante el bit
REFOUTy es multiplexada por el pin 20 (pin análogo A4/VeREF+/VREF+) del
microcontrolador. Sirve para utilizarla como referencia hacia otras etapas del
circuito de la aplicación que requiera este voltaje de referencia que cuenta con
estabilidad y precisión (debido al buffer del ADC10).
Figura 3.27 Trayectoria de voltaje de referencia internar positiva.
El buffer de referencia que se ha estado mencionando posee dos bits de
configuración: REFBURST yADC10SR. Cuando el bit REFBUSRT = 1 permite
configurar el buffer en modo BURST significa que se activará solamente durante
los procesos de muestreo y conversión, después de este proceso se desactiva
para ahorrar energía y luego se activa otra vez cuando hay un muestreo.
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Si el bit REFBURST = 0 el buffer siempre estará activado. Cuando el bit ADC10SR
= 1 reduce el consumo del buffer y establece un ratio de muestreo bajo de
~50sKps, mientras que si ADC10SR = 0 el consumo aumenta y se establece un
ratio máximo de ~200ksps.
Finalmente, una vez que fueron verificadas referencias externas, internas o los
umbrales del VCC y VSS, corresponde entonces configurar los bits SREFx del
registro ADC10CTL0: (Figura 3.28 y Figura 3.29)
Figura 3.28 ADC10CTL0, ADC10 Registro de control 0.
ADCADC10
BIT 10
REFOUT
BIT 9
REFBURST
BIT 8
REF2_5V
BIT 6
REFON
BIT 5
tasa de transferencia. Este bit se selecciona para controlar la capacidad máxima de la tasa de muestreo
0
Referencia de 200 ksps.
1
Referencia de 50 ksps.
Referencia de salida.
0
Referencia de salida
1
Voltajes de referencia.
Referencia de barrido.
0
Referencia de buffer en muestre continuo.
1
Referencia de buffer en muestreo intermitente.
Referencia del voltaje del generador.
0
1.5 V.
1
2.5 V.
Referencia del generador
0
Referencia apagada.
1
Referencia encendida.
Figura 3.29 ADC10CTL0, ADC10 Bits de configuración SREFx.
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3.3.2.2 Reloj de conversión y Divisor
Está relacionado directamente con selección del reloj de conversión del módulo
ADC10 conocido como el ADC10CLK. Es muy importante entenderlo porque es
utilizado para el reloj de conversión y para generar el periodo de muestreo de la
señal analógica a medir. En la figura 3.30 se observa su ubicación dentro del
diagrama de bloques del ADC10.
Reloj y
Divisor
(ADC10CLK)
Figura 3.30 Diagrama de bloques del ADC10.
Tal como se puede apreciar, las posibles fuentes de reloj para el ADC10CLK
pueden ser el MCLK, SMCLK, ACLK o el oscilador interno ADC10OSC, son
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seleccionados mediante los bits ADC10SSELx. Así mismo se cuenta con un
divisor de frecuencia de 1 hasta 8 mediante los bits ADC10DIVx.
En las figuras 3.31, 3.32 y 3.33 se pueden observar los rangos de frecuencia que
admite el ADC10CLK. En color rojo se tiene el rango de frecuencias para el
ADC10CLK (ya sea que provenga del MCLK, SMCLK, ACLK o el oscilador interno
ADC10OSC) el cual varía según el bit ADC10SR, pues cuando ADC10SR = 1
pueden ingresar frecuencias desde 0.45MHz hasta 6.3MHz, y cuando ADC10SR =
0 pueden ingresar frecuencias desde 0.45MHz hasta 1.5MHz. Mientras que en
color azul se tiene la frecuencia del oscilador interno ADC10OSC, el cual puede
variar entre 3.7 a 6.3MHz, se estila pensar que corre a 5MHz.
Figura 3.31 Parámetros de tiempo del ADC 10-Bit.
Figura 3.32 ADC10CTL1, ADC10 Registro de control 0.
Figura 3.33 ADC10CTL1, ADC10 Registro de control 1.
3.3.2.3 Conversión Triggers.
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Conversión trigger proporciona el pulso SHI que necesita el módulo ADC10 para
iniciar un proceso de conversión. En la figura 3.34 se observan los componentes
de esta etapa:
Figura 3.34 Diagrama a bloques del ADC10.
Comenzando por el cuadro rojo de más grande, se tiene los “conversión triggers”,
quienes se seleccionan mediante los bits SHSx, ellos son:
ADC10SC = es un bit de inicio de conversión por software.
TA1 = es la salida OUT1 del Canal 1 del Timer_A .
TA0 = es la salida OUT0 del Canal 0 del Timer_A .
TA2 = es la salida OUT2 del Canal 2 del Timer_A .
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Para que se habilite el trigger de dichas señales se necesita que el bit ENC = 1.
Luego mediante el bit ISSH se puede hacer que la señal SHI sea un flanco de
subida y active la conversión, o también se puede cambiar la polaridad del
disparo. En la figura 3.35 se muestran los elementos dentro del ADC que se
utilizan para habilitar el trigger
Tiempo de
muestreo
Figura 3.35 Elementos involucrados para la habilitación del trigger.
Una vez que la señal SHI ingresa al bloque “Sample Timer” se desarrolla el
muestreo de la señal analógica y cuyo tiempo de muestreo (tsample) es un valor
que se debe saber para poder realizar conversiones precisas al ADC10. Los bits
ADC10SHTx
definen
el
valor
del
tiempo
de
muestreo
(4xADC10CLK,
8xADC10CLK, 16xADC10CLK, 64xADC10CLK) que el bloqueSample&Hold
utilizará durante el muestreo. En la figura 3.36 se muestra el tiempo de muestreo
Inicio de
muestreo
Fin de
Conversión
Fin de
muestreo
Inicio de
Conversión
t
conversión
Figura 3.36 Señales de tiempo de maestro y tiempo de conversión.
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En la figura anterior se observa el tiempo que toma proceso completo de una
conversión análoga a digital, la cual realmente se inicia con el muestreo de la
señal (sampling). El tiempo del proceso de muestreo viene dado por el tiempo de
sincronización (tsync) más el tiempo de muestreo. Inmediatamente después se
inicia el proceso de conversión el cual es siempre 13 ciclos del reloj ADC10CLK
(anteriormente tratado y configurado).
El tiempo de sincronización (tsync) es un ajuste con el flanco de subida del
ADC10CLK. El valor que interesa calcular y donde intervienen los bits
ADC10SHTx es el tiempo de muestreo (tsample). En la hoja de datos existe un
circuito equivalente que permite realizar el cálculo necesario como se muestra en
la figura 3.37.
Figura 3.37 Circuito eléctrico equivalente del canal de conversión del microcontrolador.
Dónde.
Vi = Voltaje de entrada canal Ax.
Vs = Voltaje de alimentación externo.
Rs = Resistencia externa.
Ri = Resistencia interna de multiplexaje.
Ci = Capacitor interno.
Vc = Voltaje de carga en el capacitor interno
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De donde se obtiene siguiente ecuación:
---------- (3.6)
Dónde.
Ri = 2K Ohm y
Ci = 27 pF
------------ (3.7)
Siguiendo el ejemplo en la hoja de datos, si se coloca una resistencia de 10K ohm
en Rs, entonces tsample> 2.47uSeg, lo que significa que el tiempo de muestreo
debe ser mayor a 2.47uSeg, pero cómo se relaciona con los bits ADC10SHTx del
SampleTimer se obtiene la siguiente diferencia.
----------- (3.8)
Si se remeemplzan los valores se tiene: 2.47uSeg x 6.36MHz (suponiendo que se
trabaja con el oscilador interno ADC10OSC del propio módulo) = 14.82 ciclos. Lo
que se puede interpretar cómo: se requieren como mínimo 14.82 ciclos del
ADC10CLK para la conversión. Entonces conviene utilizar el valor 16 (16 x
ADC10CLK) mediante los bits ADC10SHTx del SampleTimer. Saber calcular este
dato es vital para realizar una buena conversión ya que así permite que el
condensador del ADC10 de muestreo se carga completamente durante el tiempo
suficiente.
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Para concluir con el tema del cálculo del tsample, se tiene que considerar el caso
cuando se utilice una referencia interna (REFON = 1) en modo BURST
(REFBURST = 1), la hoja de datos indica se debe de tener en cuenta que el
tsample debe ser mayor que la fórmula del circuito equivalente (expuesto arriba) y
también mayor que el REFBURST:
---------- (3.9
El valor al que se refiere el caso es el REFBURST tiene un valor constante
definido en la hoja de datos.
Figura 3.38 Señales de tiempo de maestro y tiempo de conversión.
Como pueden apreciar son tiempos cortos (cuando VCC = 3V el REFBURST es
4.5uSeg), pues en el modo BURST el buffer se activa solamente durante el
proceso de muestreo y conversión donde el tiempo al que refiere el REFBURST
es el tiempo que toma en activarse y quedar estable, después para todo lo demás
se mantiene desactivado. Así mismo existen variantes de este tiempo para el
estado del bit ADC10SR del buffer de referencia.
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3.3.2.4 Modos de conversión.
En la figura 3.39 se puede observar las etapas involucradas en los modos de
conversión del módulo ADC10.
Figura 3.39 Etapas involucradas para configurar los modos de conversión.
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El estado inicial de los registros en el MSP430 es cero (0), entonces si se
configura la conversión de un canal analógico, por defecto el modo de conversión
será CONSEQx = 00, es decir el modo “conversión individual de un canal”, el que
está en amarillo sombreado. A continuación se detallan los diagramas de bloques
del msp430g2xxx family guide para los cuatro modos de conversión:
CONSEQx
MODO
00
Un solo canal, una sola conversión
01
Secuencia de canales, secuencia de conversiones.
10
Un solo canal, múltiples conversiones
11
Secuencia de canales, múltiples conversiones.
Tabla 3.3 Modos de conversión para configuración del CONSEQx.

Primer modo de conversión.
El primer modo “conversión individual de un canal” (Single Channel SingleConversión) se configura con el bit
CONSEQx = 00, donde la conversión se
realiza de la siguiente manera: cuando se activa el módulo ADC10 con ADC10ON
= 1, el ADC10 se mantiene esperando la habilitación de la conversión (ENC =
flanco de subida) mientras apunta al canal seleccionado por INCHx, cuando hay
flanco de subida en ENC, el ADC10 espera del trigger para iniciar la conversión,
también puede iniciar directamente usando el bit ADC10SC (flanco de subida), por
ambos caminos se llega a la etapa de muestreo del canal de entrada y luego del
tsync + tsample llega a la etapa Conversión que dura 12 ciclos del ADC10CLK
más 1 ciclo cuando termina la conversión (total 13 ciclos) y el resultado de la
conversión se muestra en el buffer ADC10MEM. Luego se debe poner en nivel
bajo el bit ADC10BUSY para estar seguros de aplicarle un flanco de bajada al bit
ENC e iniciar otra conversión. Notar que colocar un 0 en el bit ENC antes de llegar
al final, termina con el proceso regresando al principio de este modo de
conversión. En la figura 3.40 se propone una representación gráfica del
funcionamiento del primer modo de conversión.
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ESIME
X = INCHx
Espera al
Trigger
Muestreo,
Canal de
entrada
Conversión
Conversión
completa Resultado
en ADC10MEM,
ADC10IFG activada
Figura 3.40 Diagrama de flujo del primer modo de conversión del ADC.

El segundo modo de conversión
El segundo modo de conversión “conversión individual de una secuencia de
canales” (Sequence of Channels) se configura con CONSEQx = 01, donde la
conversión de una secuencia de canales comienza con el canal seleccionado
mediante INCHx hasta llegar al canal A0, y se realiza de la siguiente manera:
cuando se activa el módulo ADC10 con ADC10ON = 1, el ADC10 se mantiene
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ESIME
esperando la habilitación de la conversión (ENC = flanco de subida) mientras
apunta al canal seleccionado por INCHx, cuando hay flanco de subida en ENC, el
ADC10 queda a la espera del trigger para iniciar la conversión, también puede
iniciar directamente usando el bit ADC10SC (flanco de subida), por ambos
caminos se llega a la etapa de muestreo del canal de entrada y luego del tsync +
tsample llega a la etapa Conversión que dura 12 ciclos del ADC10CLK más 1 ciclo
cuando termina la conversión (total 13 ciclos) y el resultado de la conversión se
muestra en el buffer ADC10MEM. Luego lo que continúa depende del bitMSC
(multi sample & conversión) donde, si MSC = 1 (rama izquierda) significa que el
primer flanco de subida de la señal SHI bastará continuar con las demás
conversiones sin necesidad de esperar más triggers para todas las conversiones
de la secuencia (desde INCHx hasta A0), mientras que si MSC = 0 (rama derecha)
cada conversión de la secuencia necesitará de un flanco de subida de la señal SHI
(ya sea manual con el ADC10SC o esperando los timers del TA1). Cuando se
llega a convertir el voltaje del canal A0 termina el flujo y se vuelve al principio.
Poner a cero el bit ENC durante el proceso de secuencias simplemente detiene la
conversión al final de la secuencia. En la figura 3.41 se propone una
representación gráfica del funcionamiento del segundo modo de conversión.
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ESIME
X = INCHx
Espera al
Trigger
Muestreo,
Canal de
entrada A1
Conversión
Conversión,
completada,
Resultado en
ADC10MEM,
ADC10IFG
activada
Figura 3.41 Diagrama de flujo del segundo modo de conversión del ADC.
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
ESIME
Tercer modo de conversión.
El tercer modo “conversión repetitiva de un canal” (Repeat Single Channel) que
permite repetir de forma automática la conversión de un canal analógico, se
configura con CONSEQx = 10, donde la conversión se realiza de la siguiente
manera: cuando se activa el módulo ADC10 con ADC10ON = 1, el ADC10 se
mantiene esperando la habilitación de la conversión (ENC = flanco de subida)
mientras apunta al canal seleccionado por INCHx, cuando hay flanco de subida en
ENC, el ADC10 espera del trigger para iniciar la conversión, también puede iniciar
directamente usando el bit ADC10SC (flanco de subida), por ambos caminos se
llega a la etapa de muestreo del canal de entrada y luego del tsync + tsample llega
a la etapa de conversión que dura 12 ciclos del ADC10CLK más 1 ciclo cuando
termina la conversión (total 13 ciclos) y el resultado de la conversión se muestra
en el buffer ADC10MEM. Luego lo que continúa depende del bit MSC (multi
sample & conversion) donde, si MSC = 1 (rama izquierda) significa que el primer
flanco de subida de la señal SHI bastará continuar con conversiones del mismo
canal sin necesidad de esperar otros triggers, mientras que si MSC = 0 (rama
derecha) cada conversión de la secuencia necesitará de un flanco de subida de la
señal SHI (ya sea manual con el ADC10SC o esperando los timers del TA1).
Poner a cero el bit ENC durante el proceso simplemente detiene la conversión al
final de la conversión y retorna el proceso al principio del flujo. En la figura 3.42 se
propone una representación gráfica del funcionamiento del tercer modo de
conversión.
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ESIME
X = INCHx
Espera al
Trigger
Muestreo, Canal
de entrada Ax
Conversión
Conversión,
completada,
Resultado en
ADC10MEM
Figura 3.42 Diagrama de flujo del tercer modo de conversión del ADC.

Cuarto modo de conversión.
El cuarto modo de conversión “conversión repetitiva de una secuencia de canales”
(Repeat Sequence of Channels) muestrea y convierte de forma repetitiva una
secuencia de canales, la cual se configura con CONSEQx = 11, donde la
conversión de una secuencia de canales comienza con el canal seleccionado
mediante INCHx hasta llegar al canal A0, y se realiza de la siguiente manera:
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cuando se activa el módulo ADC10 con ADC10ON = 1, el ADC10 se mantiene
esperando la habilitación de la conversión (ENC = flanco de subida) mientras
apunta al canal seleccionado por INCHx, cuando hay flanco de subida en ENC, el
ADC10 queda a la espera del trigger para iniciar la conversión, también puede
iniciar directamente usando el bit ADC10SC (flanco de subida), por ambos
caminos se llega a la etapa de muestreo del canal de entrada y luego del tsync +
tsample llega a la etapa de conversión que dura 12 ciclos del ADC10CLK más 12
ciclos cuando termina la conversión (total 13 ciclos) y el resultado de la conversión
se muestra en el buffer ADC10MEM. Luego lo que continúa depende del bit MSC
(multi sample & conversión) donde, siMSC = 1 (rama izquierda) significa que el
primer flanco de subida de la señal SHI bastará continuar con las demás
conversiones sin necesidad de esperar más triggers para todas las conversiones
de la secuencia (desde INCHx hasta A0, y vuelve a comenzar de INCHx), mientras
que si MSC = 0 (rama derecha) cada conversión de la secuencia necesitará de un
flanco de subida de la señal SHI (ya sea manual con el ADC10SC o esperando los
timers del TA1). Cuando se llega a convertir el voltaje del canalA0, vuelve a
comenzar de INCHx. Poner a cero el bit ENC durante el proceso de secuencias
simplemente detiene la conversión al final de la secuencia reiniciando todo. En la
figura 3.43 se propone una representación gráfica del funcionamiento del cuarto
modo de conversión.
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ESIME
X = INCHx
Espera al
Trigger
Muestreo,
Canal de
entrada Ax
Conversión
Conversión,
completada,
Resultado en
ADC10MEM,
ADC10IFG
activada
Figura 3.43 Diagrama de flujo del cuarto modo de conversión del ADC.
Para cerrar con los modos de conversión, en la figura 3.44 se presenta los bits y
registros involucrados en la configuración de esta etapa:
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MSC
BIT 7
ADC10ON BIT 4
ENC
BIT 1
CONSEQ BIT 2-1
ADC10BUSY BIT 0
ESIME
Múltiple muestreo y múltiple conversión, valido solo para el modo de secuencia repetida.
0
El muestreo requiere de una flanco de subida SHI.
1
En el primer flanco de subida del SHI, la señal comienza con el muestreo.
ADC10 encendido.
0
ADC10 apagado
1
ADC10 encendido.
Habilitar conversión
0
ADC10 deshabilitado
1
ADC10 habilitado
Modo de secuencia de conversión.
00
Un solo canal, una sola conversión.
01
secuencia de canales
10
Un solo canal, múltiples conversiones
11
Múltiples canales, múltiples conversiones.
ADC10 Ocupado. Este bit indica un muestreo activo o operación de conversión
0
Ninguna operación activa
1
Una secuencia, muestreo, o conversión esta activa.
Figura 3.44 Registros involucrados para la configuración de los modos de conversión.
Esta funcionalidad del ADC10 es similar al DMA (Direct Memory Access) presente
en muchos microcontroladores. Consiste en llevar el resultado de una conversión
alojado en el buffer de salida ADC10MEM, hacia alguna posición de memoria
dentro del chip MSP430. Y lo puede hacer de dos formas: Transferencia de un
bloque (ONE BLOCK TRANSFER) y Transferencia de dos bloques (TWO BLOCK
TRANSFER).
En el modo de transferencia de un bloque, se puede almacenar “n” resultados de
conversiones analógicas cuando son cargadas en el registro ADC10MEM a partir
de una dirección en la memoria de datos que se tiene que especificar. Dicho
almacenamiento puede ser continuó (una vez que termina de almacenar los “n”
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ESIME
resultados, vuelve a cargarlos) o esperar a que se reinicie cuando se escribe la
dirección donde se guardaran los “n” datos otra vez.
Este modo se selecciona con el bit ADC10TB = 0. El número “n” se especifica en
el registro de 8 bits ADC10DTC1, por lo cual mientras sea igual a 0 (cero) no
comienza la transferencia, y puede variar desde 1 hasta 255. Automáticamente el
microcontrolador hace una petición para ingresar la dirección de inicio en el
registro ADC10SA que es una dirección de la memoria de datos. A partir de ahí
realizará las “n” transferencias tras verificar que el registro ADC10MEM contenga
el valor de una nueva conversión analógica y al final cambia el valor a ADC10IFG
= 1. Luego continuará realizando más transferencias siempre y cuando esté en 1
(uno) el bit ADC10CT. De lo contrario esperará a que se escriba otra vez una
dirección de memoria en el registro ADC10SA. En la figura 3.45 se propone una
representación gráfica del funcionamiento del controlador de transferencia de
datos a un bloque de transferencia
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ESIME
ADC10SA
Preparación
ADC10MEM
ADC10SA
ADC10SA
ADC10MEM
MCLK
Operación
Figura 3.45 Diagrama de flujo del controlador de transferencia de datos a un bloque de transferencia.
El modo de transferencia TWO BLOCK TRANSFER trabaja de una forma similar al
anterior. Te permite tener dos bloques de transferencia para que trabajes en uno
mientras el otro bloque se va cargando. Son dos bloques de tamaño “n”. Las
direcciones del primer bloque incian en la dirección puesta en ADC10SA. Luego
de “n” transferencias la siguiente posición será ADC10SA + “n”, y después se
reinicia desde ADC10SA.
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ESIME
Para seleccionar este modo se configura el bit ADC10TB = 1. El número “n” se
especifica en el registro de 8 bits ADC10DTC1, por lo cual mientras sea igual a 0
(cero) no comienza la transferencia, así mismo se debe resetear el bit ADC10B1 =
0 para especificar que empieze con el bloque 1 de transferencia. Luego pedirá
que se ingrese la dirección inicio en el registro ADC10SA que es una dirección de
la memoria de datos. A partir de ahi realizará las “n” transferencias del primer
bloque tras verificar que el registro ADC10MEM contenga el valor de una nueva
conversión analógica y al final avisa con ADC10IFG = 1. En este punto también
se puede consultar por el bit ADC10B1 pues se seteará a 1 (uno) para indicar que
corresponde el bloque 2. Luego continuará realizando el siguiente bloque de
transferencias siempre y cuando esté en 1 (uno) el bit ADC10CT. De lo contrario
esperará a que se escriba otra vez una dirección de memoria en el registro
ADC10SA. . En la figura 4.46 se propone una representación gráfica del
funcionamiento del controlador de transferencia de datos a dos bloques de
transferencia
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Preparación
CPU
Operación
Canal A0
Figura 3.46 Diagrama de flujo del controlador de transferencia de datos a dos bloques de transferencia.
En la figura 3.47 se muestran los registros que se configuran para utilizar el
controlador de transferencia de datos además de los bits y registros de los modos
de transferencia son:
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ADC10TB Bit 3
ESIME
ADC10FETCH
ADC10 Modo de dos bloques.
0
Modo de transferencia de un bloque.
1
Modo de transferencia de dos bloques.
ADC10 Transferencia continúa.
0
Transferencia de datos de un bloque de datos.
1
Transferencia de datos continúa.
ADC10 Bloque uno. Este bit indica el modo de transferencia de datos.
0
Bloque 2 está lleno.
1
Bloque 1 está lleno.
Este bit se utiliza para reset.
Transferencia DTC
Bit 7 - 0
ADC10CT Bit 2
ADC10B1 Bit 1
Este bit define el número de bloques.
0
DTC esta deshabilitada.
01h–0FFh Número de transferencia.
Figura 3.47 Bits para configuración del controlador de transferencia de datos.
3.3.3 Comunicación Serial UART
El microcontrolador tiene módulos de comunicación serial, como el UART, SPI,
I2C, así como sus registros de configuración para llevar a cabo una comunicación
serial, punto a punto, esta comunicación serial se utiliza en el desarrollo del
dispositivo para enviar información a una PC y así poder visualizarla de manera
ordenada en un entorno gráfico. A continuación se nombran las características de
la comunicación serial implementada en el microcontrolador MSP430G2553

Se ubica en el módulo USCI_A0 del MSP430G2553 (1 UART).
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ESIME

7-o-8 bit de datos con paridad none, par o impar.

Registros de desplazamiento independientes para la transmisión y
recepción.

Buffers separados para la transmisión y recepción de datos.

LSB-fisrt o MSB-first configurable para la transmisión y recepción de datos.

Soporta modo asíncrono para comunicaciones tipo RS232 (tema a
desarrollar).

Soporta detección automática del baud rate para comunicaciones tipo LIN.

Soporta Built-in idle-line y Address-bit para comunicaciones multipunto tipo
RS485.

Auto-wake up para salir de modos de bajo consumo.

Baud rate programable con modulación para rangos fraccionales.

Interrupciones para la transmisión y recepción de datos.
3.3.3.1 Puertos de transmisión y recepción del UART.
El UART de encuentra dentro del módulo USCI_A0,
mediante unos bits
se
configura dicho modulo para que trabaje con el protocolo UART. Antes de
mencionar
las
configuraciones
internas,
primero
se
debe
entender
su
funcionamiento interno para poder así utilizarlo como elemento útil para la
comunicación serial. En la figura 3.48 se muestra el diagrama funcional del
microcontrolador donde se puede apreciar un módulo independiente para la
comunicación serial UART
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ESIME
Figura 3.48 Diagrama funcional del microcontrolador MSP430G2553.
En la figura 3.49 se observan las terminales del microcontrolador donde se
aprecian los pines para la transmisión y recepción utilizados en la comunicación
serial, donde el pin P1.1 que corresponde con el pin de recepción RXD, y el pin
P1.2 que corresponde con el pin de transmisión TXD.
Figura 3.49 Terminales del microcontrolador MSP430G2553.
Para la configuración de los pines de recepción y transmisión primero de debe
inicializar como pines con entradas y salidas digitales. En la tabla 3.4 (extraída
también de la hoja de datos) se ubican los bits de configuración para los pines
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RXD y TXD. Notar que basta con poner 1 en el bit correspondiente del registro
PSEL.
Tabla 3.4 Hoja de datos donde se expone la funcionalidad de los pines del microcontrolador.
Posteriormente se configura el módulo USCI_A0.
3.3.3.2 Configuración del USCI_A0 para UART.
Para que el módulo USCI_A0 se utilice como UART se debe configurar el bit
UCSYNC=0 con esto se le indica al módulo que se utiliza para una comunicación
asíncrona (no depende de un clock), luego se configura el protocolo asíncrono con
los bits UCMODEx=00 para elegir modo UART. En la figura 3.50 se muestra el
registro USCI_A0 para la configuración del protocolo UART
UCSMODEx
UCSYNC
Bits 2 – 1 USCI modo. El registro UCMODEx selecciona el modo asíncrono
00
Modo UART
01
Modo multiprocesador línea inactiva
10
Modo multiprocesador direccionamiento
11
Modo UART con detección automática de la tasa de transferencia.
Bit 0
Modo síncrono habilitado.
0
Modo asíncrono
1
Modo síncrono.
Figura 3.50 Registro USCI_A0 bits de configuración.
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En la figura 3.51 se muestra la configuración de los parámetros de la
comunicación UART como el bit de paridad (UCPEN y UCPAR), longitud de datos
7 u 8 bits (UC7BIT), bits de stop (UCSPB), y dirección de la data (UCMSB)
UCPEN
Bit 7
UCPAR
Bit 6
UCMSB
Bit 5
UC7BIT
Bit 4
UCSPB
Bit 3
Bit de paridad habilitada. El bit de paridad es generada por (UCAxTXD)
0
Paridad deshabilitada
1
Paridad habilitada.
Paridad seleccionada. Este bit no esta habilitado cuando el bit 7 esta apagado.
0
PAR
1
INPAR
MSB seleccionado. Registro de control de dirección de recepción – transmisión.
0
LSB
1
MSB
Longitud de caracteres. Selección la longitud de caracteres entre 7 o 8 Bits
0
8 - bits
1
7 – bits
Bit de paro. Numero de bits de paro.
0
Un bit de paro
1
Dos bits de paro.
Figura 3.51 Bits de configuración para parámetros de la comunicación UART
3.3.3.3 Tasa de transferencia del UART en el USCI_A0.
En la hoja de datos se encuentran tablas que indican cómo configurar los registros
que determinan la tasa de transferencia deseada.
Para configurar la tasa de transferencia deseada, se debe especificar con que
señal de reloj se va generar los bits por segundo para el UART, esto se hace con
los bits UCSSELx y su valor de entrada servirá para hacer la relación junto con la
tasa de transferencia deseada y ubicar los valores de configuración, dicha señal
de reloj dentro del registro USCI_A0 se llama BRCLK. En la figura 3.52 se muestra
el bit para configurar la señal de reloj.
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UCSSELx Bits 7-6
ESIME
USCI reloj seleccionado. Este Bit selecciona el reloj que se usara para el convertidor
00
UCLK
01
ACLK
10
SMCLK
11
SCCLK
Figura 3.52 Bit para configurar la señal de reloj.
Dependiendo de la señal de reloj configurada a continuación se debe configurar el
bit UCOS16 (del registro UCA0MCTL) de la siguiente forma:
Si se configura el bit con UCOS16 = 0. Este modo permite generar una tasa de
transferencia desde una señal de reloj de baja frecuencia lo cual se traduce en
bajo consumo de energía. En este modo no se recomienda utilizar osciladores de
alta frecuencia (arriba de 8MHz) ya que para ellos existe el siguiente modo. Están
involucrados los registros UCBRx (compuesto por 2 registros UCA0BR0 y
UCA0BR1), los bits UCBRSx (del registro UCA0MCTL). En la tabla 3.5 se muestra
las tasas de transferencia para la comunicación serial.
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Tabla 3.5 Tasas de transferencia para comunicación serial
Si se configura el bit con UCOS16 = 1. Este modo permite utilizar frecuencias altas
con bajo porcentaje de error de los bits por segundo. Están involucrados los
registros UCBRx (compuesto por 2 registros UCA0BR0 y UCA0BR1), los bits
UCBRSx y UCBRFx (del registro UCA0MCTL). En la tabla 3.6 se muestra las
tasas de transferencia para la comunicación serial.
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Tabla 3.6 Tasas de transferencia para comunicación serial
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CAPÍTULO 4
“Construcción del
dispositivo, resultados
Obtenidos y Costos”
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CAPÍTULO 4 CONSTRUCCIÓN DEL DISPOSITIVO Y COSTOS
En este capítulo se describe la conexión, funcionamiento del dispositivo que se
diseñó para la adquisición de señales bioelectricas, se hace una ejemplificación
con el ECG, ya que son las señales que se pueden reconocer por el espectador
con mayor fácil. En la primera parte del capítulo se muestra el diseño electrónico,
el diseño de las pistas del circuito impreso, y cómo funciona el dispositivo.
Es importante mencionar que este dispositivo contiene muchas etapas, las cuales,
se pueden utilizar o no. Tiene un selector de señal, el cual se configura por medio
de unos headers macho, donde el usuario puede seleccionar que filtro quiere
utilizar; por ejemplo, en la primera etapa se puede seleccionar uno de los dos
filtros Nocht que se diseñaron:
-
Utilizando un filtro Nocht se obtiene una salida limpia sin señal de 60 Hz
pero se consume más energía.
-
Utilizando el segundo filtro Nocht, se obtiene una salida limpia sin señal de
60 Hz, pero también consume energía.
Es por esto que como trabajo futuro de propone un dispositivo sin filtro Nocht, para
evitar el consumo de energía. También con el selector de señal se puede elegir la
señal después de la salida del amplificador de instrumentación, hay un selector
intermedio para dirigir la señal hacia el sumador o hacia el inversor, esto se hizo
debido a que, si los electrodos se colocan de manera inversa la señal estará
girada 180 grados con respecto al eje cartesiano X.
Se agregó un sumador a este diseño porque el nivel de corriente directa en la
señal depende de la posición del paciente, si el paciente se encuentra acostado la
señal de corriente directa que se obtiene es menor que si el paciente se encuentra
de pie.
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En la segunda etapa del selector se puede elegir la señal a la salida del inversor,
dependiendo de cómo se coloquen los electrodos o se conecten los cables hacia
el dispositivo, la señal que se está midiendo puede estar o no girada 180 grados
con respecto al eje horizontal; Si se conectan los cables hacia la tarjeta de manera
contraria o los cables en los electrodos de manera inversa, la señal quedara
volteada 180 grados, es por esto que se pensó en diseñar el dispositivo con un
selector de señal para no tener inconvenientes de cómo se conecte el dispositivo.
En la tercera etapa se encuentra un sumador de señal, este sumador se utiliza
para incrementar o decrementar la posición de la señal en el eje vertical, ya que
dependiendo la posición del paciente, la señal se ve afectada por la posición con
respecto al cero electrónico.
4.1 Programa del microcontrolador MSP430G2553 para el
procesamiento de la señal eléctrica.
La configuración general del programa para el microcontrolador consta de las
siguientes partes:
Figura 4.1 Diagrama del funcionamiento del programa para el microcontrolador.
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Se deben definir constantes, para así, hacer más fácil la utilización de los puertos,
en la línea 1, 2 y 3 se definen estos
asignando la posición del puerto en
hexadecimal, a una constante.
1 #define RXD
0x02
2 #define TXD
0x20
3 #define ADC_1 0x00
// RXD en P1.1
// TXD en P1.5
// ADCIN en P1.0
De igual manera, se definen constates en las líneas de código 4 y 5, con un valor
útil para la transmisión y recepción de bytes utilizando contadores.
4 #define Bitime_5 0x06
5 #define Bitime
0x0E
// ~ 0.5 longitud de bit + pequeño ajuste
// 427us longittud de bit ~ 2341 baud
En las líneas de código 6, 7 y 8 se definen variables que se utilizaran en el
programa, la variable RXTXData, es el buffer de comunicación de transmisión y
recepción de datos, la variable BitCnt, se utiliza para realizar e conteo de 8 bits,
por cada Byte, y la variable ADC, se utiliza para manipular el valor del convertidor
analógico digital.
6 unsigned int RXTXData;
7 unsigned char BitCnt;
8 long int ADC;
// Buffer de Transmision y Recepcion
// Variable de conteo
// Variable del ADC
En las líneas de código 9, 10, 11 y 12 se definen los prototipos de funciones,
llamados así en lenguaje C, como lo cabeceros de las funciones donde se
resuelven parámetros y tipos de datos de retorno. Las siguientes funciones son las
que se utilizaran en la lógica del programa.
9
10
11
12
void TX_Byte (void);
void RX_Ready (void);
void Send_ADC(long int);
void Config_ADCuno(void);
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// Definicion de funcion
// Definicion de funcion
// Definicion de funcion
// Definicion de funcion
ESIME
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En la línea 13 se incluye la librería que contiene todas las sentencias lógicas que
puede manejar o ejecutar este microcontrolador.
13 #include <msp430g2231.h>
Las siguientes líneas de código, definen la función principal del programa, en la
cual se configuran los registros del temporizador (TACTL, CCTL0), el registro del
watchdog (WDTCTL), se calibra el reloj digital a una frecuencia de 1Mz
(DCOCTL), se habilitan las interrupciones.
Primero se detiene un registro que vigila que el programa principal no entre en
bucles infinitos, posterior se configura el temporizador como salida digital con
CCTL0 = OUT, luego se configura un registro del temporizador en modo continuo
con TACTL= TASSEL_1 + MC_2. Posterior a esto como se muestra en las líneas
de código 19 y 20 se configuran los bits para la transmisión y recepción con
P1SEL = TXD + RXD + ADC_1. Con el registro registro DCOCTL igual a
CALDCO_1MZ se calibra a 1 MZ el reloj interno, con el registro _BIS_SR en GIE
se habilitan todas las interrupciones.
Una
vez
configurados
los
registros
se
manda
a
llamar
la
Config_ADCuno(),la cual se encarga de configurar el canal uno del ADC .
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función
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Figura 4.2 Diagrama del funcionamiento del programa principal.
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14 void main (void)
15 {
16
WDTCTL = WDTPW + WDTHOLD;
17
CCTL0 = OUT;
18
TACTL = TASSEL_1 + MC_2;
19
P1SEL = TXD + RXD + ADC_1;
20
P1DIR = TXD;
21
22
BCSCTL1 = CALBC1_1MHZ;
23
DCOCTL = CALDCO_1MHZ;
24
25
_BIS_SR(GIE);
26
Config_ADCuno();
27
// Mainloop
28
for (;;)
29
{
30
ADC = ADC10MEM;
31
Send_ADC(ADC);
32
}
33 }
// Detener temporizador watchdog.
// TXD Idle as Mark
// ACLK, modo continuo
// ACLK, modo continuo
//P1DIR como bit de trasmisión.
//Registro para definir la frecuencia.
// Calibración del reloj interno a 1 Mhz
//Habilita interrupciones.
//Inicia la función
De la línea de código 35 a la 45 se define la función para la transmisión del dato.
35 void TX_Byte (void)
36 {
37
BitCnt = 0xA;
38
while (CCR0 != TAR)
39
CCR0 = TAR;
40
CCR0 += Bitime;
41
RXTXData |= 0x100;
42
RXTXData = RXTXData << 1;
43
CCTL0 = CCIS0 + OUTMOD0 + CCIE;
44
while ( CCTL0 & CCIE );
45 }
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// Carga el bit contador.
// Previene la captura de la sync .
// Esta inicial del contador de TA.
// Espera un tiempo para el primer bit.
// Agrega el bit de paro.
// Agrega el bit de inicio
// TXD = mark = idle
// Espera que se complete la transmisión.
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Figura 4.3 Diagrama de la configuración para el ADC.
Como se vio en los subtemas anteriores, se configura el canal uno como canal de
comunicación serial y para esto se debe entender cómo funciona n los registros
para la configuración, primero se configura el registro ADC10CTL0 el cual permite
encender el convertidor analógico digital con ADC10CTL0 = ADC10ON, en la línea
48 y 49 se configura el canal del convertidos convertidor analógico digital.
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46 void Config_ADCuno(void)
// Carga el bit contador.
47 {
48
ADC10CTL0 = SREF_1 + ADC10SHT_1 + MSC + REF2_5V + REFON + ADC10ON;
49
ADC10CTL1 = ADC10SSEL_0 + CONSEQ_2 + INCH_0;
50
ADC10AE0 |= BIT0;
51
ADC10CTL0 |= ENC + ADC10SC;
52 }
Figura 4.4 Diagrama del envío de información.
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De las líneas 53 a la 72 se configura la función para el envío de datos.
53 void Send_ADC(long int a)
54 {
55
int b = 0;
56
b = a;
57
if(a > 0xFF)
58
{
59
a = a >> 8;
60
RXTXData = a;
61
TX_Byte();
62
RXTXData = b & 0xFF;
63
TX_Byte();
64
}
65
else
66
{
67
RXTXData = 0x00;
68
TX_Byte();
69
RXTXData = a & 0xFF;
70
TX_Byte();
71
}
72 }
void RX_Ready (void)
{
BitCnt = 0x8;
// Load Bit counter
CCTL0 = SCS + OUTMOD0 + CM1 + CAP + CCIE; // Sync, Neg Edge, Cap
}
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4.2 Diseño del dispositivo, terminales y su funcionalidad
En la siguiente figura se muestra el diseño del dispositivo. En la terminal señalada
por el número uno, es donde se envía la señal bioeléctrica, en los headers
señalados por el número dos, se debe seleccionar la señal de donde proviene,
esto es seleccionarla como origen la salida del amplificador de instrumentación,
este es el canal seleccionado por el microcontrolador, para utilizar lo como canal
de conversión de analógico al digital, este canal va conectado hacia un selector de
señal, de donde se puede elegir que señal se quiere leer. En el numero dos se
encuentra el selector de señal, una opción a elegir es la salida directamente de
amplificador de instrumentación, en esta primera opción se puede observar que la
señal no pasa por ningún tipo de filtro o inversor, esto es para poder leer la señal
solo en la salida del amplificador operacional, en la segunda opción a elegir, se
puede medir la señal una vez filtrada por el filtro Nocht, pero sin haber pasado por
el inversor ni por el sumador que se tienen en el diseño, esto se hace así para
poder medir la señal una vez procesada por el amplificador de instrumentación y
en la salida del filtro Nocht, esto ocasiona consumir más energía por el dispositivo
y su vez agregarle un grado más de error a la señal, es verdad que la señal se
puede ver más limpia o al menos sin el ruido de 60 hz, al cual fue calculado el
filtro, pero no se resuelve para este punto un consumo de energía mínimo, en la
cuarta etapa del diseño del dispositivo se puede seleccionar si la señal sea
sumada un voltaje de offset, este voltaje de corriente continua que se le agrega
para evitar que por la posición del paciente se pueda recorrer hacia el cero
electrónico. En la figura 4.5 se puede observar estos dos puntos de selección
donde se encuentra la señal de entrada al microcontrolador (1), y el selector de
señal (2)
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Figura 4.5 Diagrama del envío de información
Las terminales 13 y 12, son las terminales de comunicación serial conectadas
directamente hacia un conector de 6 pines que es el puerto de conexión hacia el
cable de comunicación serial que va conectado directamente al puerto de la
computadora, la terminal numero 11 señala el microcontrolador.
En la figura 4.5 se muestran las terminales 10, 9 ,8 y 7 las cuales son los puntos
donde la señal cambia de forma o es la salida de un selector, si se selecciona el
selector de señal con la primera opción se tiene como salida la señal tomada
directamente del amplificador de instrumentación, si se selecciona la opción
número dos, se pude medir la señal en la salida del filtro Nocht, esta selección
utiliza más recursos de energía por lo cual no es tan recomendable, esto se pude
evitar utilizando un filtro Nocht programado en una interfaz gráfica, si se
selecciona la opción número tres se puede obtener la señal en la salida del
sumador, esto es que la señal ya paso por el
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4.3 Diseño del PCB
Para el diseño del PCB se utilizó el software de diseño PCB wizard, ya que este
software es muy fácil de obtener y no tiene ningún costo, además tiene una
interfaz gráfica muy amigable en comparación con otros software de diseño, en el
diseño se consideró que el microcontrolador MSP430G2553 se pueda sustituir por
el microcontrolador MSP430G2231, ya que el microcontrolador 2553 tiene 20
terminales y es más costoso, y el microcontrolador 2231 solo tiene 16 terminales y
es más fácil de conseguir. En la figura 4.6 se puede observar el punto señalado
por el número 11 se encuentra el zócalo de 20 pines, donde el mismo zócalo, en
este mismo zócalo se puede colocar el microcontrolador
Figura 4.6 Diseño del dispositivo en PCB.
En la figura 4.6 se muestra el diseño del PCB del dispositivo, este diseño fue
hecho para poder hacer selecciones de la señal y poder así mejorar su tamaño
para posteriores diseños, ahorrar espacio tiempo y dinero es el propósito de este
diseño, ya que para hacer las pruebas se necesita tener todos los elementos
soldados y no tener cortos circuitos como se tiene en los diseños construidos en
un protoboard. Se diseñó con un selector de señal el cual puedes decidir si se
mide la señal de la salida del amplificador de instrumentación.
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También el selector se utiliza para seleccionar la señal que se quiere medir, se
puede seleccionar la señal a la salida del filtro Nocht, o a la salida sin filtro Nocht,
con la pura salida del amplificador operacional. En la figura 4.7 se muestra al PCB
construido y soldado de la parte posterior de la tarjeta.
Figura 4.7 Tarjeta del dispositivo vista posterior.
Una vez hecho el PCB en la tabla fenólica se perfora y se soldán todos los
elementos, se limpia para no tener cortos entre los dispositivos electrónicos o las
pistas, luego se debe checar continuidad en todos los pines de conexión y
posteriormente en todas las pistas. Uno de los principales problemas en una
tarjeta electrónica son los falsos contactos o los cortos que entre las pistas se
generan, por esto es muy importante quitar el exceso de pasta para soldadura y
de polvo de cobre que se puede generar cuando la tablilla o tabla fenólica se
perfora. Esto hace que se pueda estar seguro que no habrá ningún problema con
cortos en la tablilla, también es importante probar los circuitos integrados por
separado para estar seguro que todos funcionan, esto puede ser un poco cansado
ya que si es un dispositivo no hay problema, pero si se hacen más dispositivos si
puede ser cansado probar todos los circuitos integrados, por ello es importante
hacer para futuros trabajos un probador o un dispositivo tanto hardware como
software que automáticamente pruebe los dispositivos, esto es que genere una
señal de ECG con ruido, lo más cercana a una señal natural, con conectividad
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hacia la computadora para que se puede realizar un filtraje por el dispositivo y una
prueba de comunicación. En la figura 4.8 se puede observar el dispositivo
completo soldado y con sus elementos básicos.
Figura 4.8 Dispositivo completamente construido.
4.4 Costos del Dispositivo.
Como se propuso en el objetivo, se desarrolla un dispositivo de bajo costo, tanto
para el diseño del prototipo como para su producción en serie, este dispositivo es
Para la construcción del dispositivo se ocupan distintos elementos electrónicos, en
la etapa de adecuación de la señal eléctrica contiene dos filtros, un sumador y un
inversor, esto hace que el dispositivo sea más costoso y consuma mayor cantidad
de energía un diseño sin estas etapas de filtrado. En la tabla se muestra los costos
unitarios del diseño del dispositivo adquisidor de señales bioeléctricas.
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Descripción
Cant Costo Unitario Total
Header Macho
1
10
$10.00
Header Macho 90
1
10
$10.00
Resistencia 1/4 Watt
24
0.2
$4.80
Bases para Cto integrado
2
8
$16.00
Cristal 3.2 Kz
1
15
$15.00
Capacitores Electrolíticos
4
2
$8.00
Capacitores Cerámicos
3
2
$6.00
TrimPot
2
15
$30.00
Push Boton
1
5
$5.00
Amplificador de Instrumentación
1
95
$95.00
Microcontrolador
1
10
$10.00
Amplificadores Operacionales
1
15
$15.00
Total
$224.80
4.5 Señal del dispositivo con filtro
Para la prueba que se realizó, se hizo con filtro Nocht. Esto se puede realizar
moviendo el selector de señal, los cuales son los headers que hacen que
seleccione una señal, ya que el dispositivo tiene la capacidad de seleccionar
varias señales a medir, porque es un dispositivo experimental y no final. Una vez
conectado al paciente correctamente como se vio en el capítulo dos en el subtema
de electrodos, se procede a tomar la medida y se observan los resultados en el
software de la computadora, se puede observar que esta señal esta invertida con
respecto al estándar, esto es porque algún electrodo se conectó al revés con
respecto del otro y se soluciona volteando los cables de los electrodos o en este
caso seleccionando con el header selector de señal del dispositivo
Figura 4.9 Señal obtenida por medio del dispositivo con filtro
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Considerando la señal obtenida del dispositivo con filtro, se puede observar los
voltajes pico de forma consecutiva, las cuales representan las contracciones del
corazón. En la señal se pueden observar los cambios de voltaje. Con esta señal
se valida que es una señal obtenida del corazón, la cual presenta en una menor
resolución los mismos cambios de voltaje que mostraría un electrocardograma
convencional, utilizado en hospitales y en centros del sector salud, en la figura
4.10 se muestra la señal obtenida de un electrocardiógrafo convencional.
Figura 4.10 Señal obtenida de un electrocardiografo convencional
4.6 Señal del dispositivo sin filtro.
Como se explica en el capítulo 3 el dispositivo tiene un selector de señal, el cual
se puede utilizar para seleccionar de donde se prefiere obtener la señal, este
selector está diseñado para medir la señal a la salida del amplificador de
instrumentación, también se puede medir la señal a la salida del filtro Nocht o
medir la señal a la salida del inversor.
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Cuando se selecciona el origen de la señal a medir, se debe utilizar el selector
para poder indicar al dispositivo que se prefiere o no medir la salida del
amplificador sin pasar por el acondicionamiento de la señal filtrada, esto se hace
para comparar la señal sin filtro, o salida directa del amplificador de
instrumentación, o medir la señal con filtro, esto seria, medir la salida conectando
el amplificador de instrumentación en cascada con el filtro, En la figura 4.10 se
puede observar la señal bioeléctrica sin ser acondicionada por el filtro de 60 Hz.
Figura 4.11 Señal obtenida por medio del dispositivo sin filtro
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“Conclusiones y trabajos
futuros”
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CONCLUSIONES
<<”La conclusión es que sabemos muy poco y sin embargo es asombroso lo mucho que
conocemos. Y más asombroso todavía que un conocimiento tan pequeño pueda dar tanto poder”
>> Bertrand Russell (1872 – 1970)
Finalmente los objetivos de este proyecto fueron alcanzados, ya que:
-
La solución brindada en este trabajo está enfocada a aquellos hospitales o
consultorios,
donde
se
requiera
un
sistema
capaz
de
registrar
continuamente las señales emitidas por el corazón de los pacientes.
También se le puede dar un uso en los centros de rehabilitación, ya que es
capaz de obtener señales mioeléctricas, cabe resaltar que el proyecto
además de estar diseñado para un uso continuo, es de bajo consumo de
energía, esto proporciona durabilidad en los componentes, portabilidad en
el dispositivo y fácil manejo.
-
La operación del dispositivo, no está limitada solo para un médico, ya que
una enfermera o enfermero, paciente o acompañante de paciente puede
operar el dispositivo de manera intuitiva.
Los resultados obtenidos del
dispositivo, ayudó a entender cuáles son las
ventajas de cada etapa dentro del dispositivo, así como cuáles son los
inconvenientes de usar las diferentes etapas en el diseño, por esto, se propone
para futuros trabajo con el rediseño el dispositivo, construir un dispositivo con
mejores beneficios y así presentar un dispositivo con una mayor portabilidad, con
un mejor desempeño, con un consumo de energía más bajo y con un costo menor
en su construcción, que el dispositivo que se propone en esta tesis. Ya que utiliza
la misma teoría en la que se basa el dispositivo, pero no contiene dos etapas de
filtro, tampoco se utiliza el inversor de señal.
Conforme a las pruebas hechas de forma experimental se propone realizar otro
diseño de dispositivo sin considerar todas las etapas de procesamiento de señal,
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esto lo hará aún más portable y con menos puntos de oportunidad donde este
pueda verse susceptible a algún error por construcción. Así mismo, se logró
obtener un dispositivo de muy bajo costo lo cual hace exitoso al diseño.
Trabajos Futuros
Afortunadamente éste proyecto tiene, aún, áreas de oportunidad que pueden ser
explotadas. Entre ellas las siguientes:
-
Debido a la gran demanda en el mercado de aplicaciones de todo tipo para
los celulares, éste dispositivo, puede implementarse por medio de una
aplicación que pueda monitorear las señales bioelectricas, así como, llevar
un historial del paciente desde su teléfono celular.
-
Hoy en día el cableado entre dispositivos ésta siendo rezagado por la
tecnología inalámbrica, otra gran área de oportunidad para este proyecto,
debido a que el dispositivo se puede modificar para recibir la señal por
medio de un dispositivo bluethoot, eliminando de ésta manera los cables
que interconectan el sistema.
-
Y por último, la generación de una base de datos con afecciones comunes,
con las cuales se pueda dar un diagnostico aproximado según las
características de las gráficas obtenidas.
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“Anexos”
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ESIME
BIBLIOGRAFIA Y REFERENCIAS
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McGraw-Hill Interamericana de Venezuela; 2000.
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Editores; 1997, 469 p.
• ARANGO ESCOBAR JJ. Manual de Electrocardiografía. 5.ª ed. Reimp. Medellín:
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