Download - Instrumentación Medica

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INSTRUMENTACION MÉDICA



UNIDAD 1. INSTRUMENTACION DIAGNOSTICA JUSTIFICACION:

Los equipos de medida y registro de bioseñales tales como electrocardiógrafos,

electroencefalógrafos, electromiógrafos, tensiometros, cardiotacómetros,

pulsioxímetros, termómetros, etc., se encuentran ampliamente en el ambiente

hospitalario y son el soporte tecnológico para que a través de sus medidas, el

especialista medico pueda emitir el diagnostico del funcionamiento de un

sistema o de un órgano del cuerpo humano, para entrar a implementar un

determinado tratamiento o terapia. En vista de lo anterior el ingeniero electrónico

debe estar en capacidad de:

• Entender el funcionamiento de tales equipos, para poder diseñarlos y

calibrarlos, como también hacerles mantenimiento preventivo, correctivo

y predictivo.

• Diseñar y construir cualquier otro sistema de bioinstrumentación que le

permita al medico e investigador biomédico tomar medidas significativas y

exactas de variables biológicas no tradicionales para lograr el avance de

la ciencia medica y por lo tanto el mejoramiento de la salud humana.

OBJETIVO GENERAL:

Estudiar las técnicas de ingeniería para el diseño de sistemas y/o equipos de

instrumentación electrónica que permitan adquirir, registrar, medir, analizar y

hacer procesamiento análogo o digital a cualquier bioseñal procedente del

cuerpo humano.

OBJETIVOS ESPECIFICOS:

• Utilizar amplificadores de instrumentación y filtros activos de circuitos

integrados para el procesamiento análogo de las bioseñales.

• Diseñar instrumentos analogos.

• Diseñar instrumentos digitales con lógica programada.

• Aplicar los conceptos de instrumentación para hacer medición, registro,

análisis y procesamiento de bioseñales procedentes del sistema

cardiovascular: ECG (Electrocardiografía), FCG (Fonocardiografía), RC

(Ritmo cardiaco).



BIBLIOGRAFIA:

• Medical Instrumentation. Applications and Desing. Jhon G Webster.

• Biomedical Transducer and Instruments. Tatsuo Togawa

• Biomedical Instrumentation and Measurement. Leslie Cromwell

• Introduction to Biomedical Engineering. Jhon D Enderle

• Handbook Biomedical Engineering. Vol. 1.

• Bioingenieria Tomo IV.Mauricio Wilches.

• Sensores y Acondicionadores de señal. Ramón Pallas.



CAPITULO 1. INTRODUCCION A LA INGENIERÍA BIOMÉDICA

1.1 QUE ES LA INGENIERÍA BIOMÉDICA

La Instrumentacion Medica es una disciplina propia de la Ingeniería Biomédica.

Por lo tanto, es importante que el ingeniero electrónico que incursione en esta

área del conocimiento, al participar en grupos de Investigación y Desarrollo de

tecnologías medicas o trabaje instalando y manteniendo estos equipos, tenga

una visión general de esta área tan importante del conocimiento.

Se puede entonces definir la Ingeniería Biomédica como la aplicación de las

Ciencias Exactas (Física y Matemáticas) a la preservación y mejoramiento de la

salud del SER HUMANO. Su propósito es contribuir al progreso de la Medicina y

al mejoramiento de la salud por medio de la tecnología. Trabaja en estrecho

contacto con la profesión médica y al mismo nivel jerárquico. La figura 1 muestra

algunas tecnologías médicas utilizadas en el área de cirugía.

Figura 1. Tecnologías médicas del área quirúrgica



1.2 HITOS MODERNOS EN DESARROLLO DE TECNOLOGÍAS MEDICAS

A continuación se mostrará cronológicamente los principales desarrollos de

tecnologías biomédicas:

1895: W.K. Roentgen descubre los Rayos X (RX). Inicialmente los RX se usaron

para diagnosticar fracturas y dislocaciones de huesos. Para 1930 con RX se

podían visualizar prácticamente todos los órganos del cuerpo gracias al uso de

sales de bario y a una gran cantidad de materiales radiopacos o de contraste.

1903: W. Einthoven, desarrolló el primer electrocardiógrafo para medir la

actividad eléctrica del corazón. Aplicando descubrimientos hechos en las

ciencias aplicadas (química, física, ingeniería, fisiología, microbilogía,

farmacología, etc) al análisis de procesos biológicos, se inició una nueva era en

las técnicas de medicina cardiovascular y mediciones eléctricas. La figura 2,

muestra una estampilla alusiva al centenario del inicio de la electrocardiografía.

Figura 2. Estampilla del centenario de la ECG

1927: Se introduce el primer respirador artificial en procedimientos quirúrgicos.

1939: Se desarrolló el primer bypass corazón -pulmón.

1935-1939: Se desarrolló la sulfanilamida y la penicilina disminuyéndose el

principal peligro de la hospitalización en la época: infecciones.



1940: Los procedimientos médicos de alto riesgo dependen mucho más de la

tecnología médica. Se desarrolló la cateterización cardiaca y la angiografía, que

consiste en la introducción de una cánula a través de la vena de un brazo hasta

llegar al corazón inyectando un tinte radiopaco para la visualización del pulmón y

los vasos y válvulas del corazón. La figura 3 muestra el equipo para efectuar

cateterismo cardiaco.

Figura 3. Tecnología para efectuar cateterismo cardiaco (www.cmcv.com)

1945 adelante: Después de la II Guerra Mundial. Los avances tecnológicos

fueron impulsados por la investigación en el campo militar y el objetivo de

establecer habitats en el espacio y en el suelo oceánico. Como un producto de

esos esfuerzos, la profesión médica se benefició pues se han estado

desarrollando todos los días nuevos dispositivos, equipos y sistemas puestos al

servicio de la salud. La figura 4 muestra diferentes tecnologías electrónicas

aplicadas al campo medico.



Figura 4. Tecnologías electrónicas de aplicación médica (Union Medical. USA)

Los avances en la electrónica de estado sólido, han hecho posible estudiar el

comportamiento de la neurona, la unidad central del sistema nervioso, así como

monitorear parámetros fisiológicos, como el ECG, de pacientes en la unidad de

cuidados intensivos.

Nuevos desarrollos de prótesis se ha convertido en la meta de los ingenieros

biomédicos para mejorar la calidad de vida del hombre.

La Medicina Nuclear una consecuencia de la era atómica, surge como una

poderosa solución en la detección y tratamiento de anormalidades fisiológicas

tales como el cáncer.

El diagnostico de ultrasonido basado en la tecnología del sonar, se ha vuelto tan

aceptado ampliamente que los estudios de ultrasonido son ahora parte de la

rutina de diagnóstico de muchas de las especialidades médicas.

Las “partes de repuesto” para cirugía se han vuelto muy comunes. Por ejemplo,

dispositivos de asistencia cardiaca, como el corazón artificial, válvulas y vasos



sanguíneos artificiales están disponibles para reemplazar a corazones humanos

enfermos.

Los adelantos en nuevos materiales han permitido el desarrollo de dispositivos

médicos, como agujas, termómetros, así como los sistemas implantables de

suministro de drogas.

Las computadoras, se emplean para almacenar, procesar y chequear registros

médicos, para monitorear el estado del paciente en la unidad de cuidados

intensivos y para entregar estadísticas sofisticadas de diagnóstico de

enfermedades potenciales correlacionándolas con juegos específicos de

síntomas en pacientes.

Al desarrollarse las aplicaciones médicas del computador, se llegó a la

escanografía de Tomografía Computada (TC), que revolucionó los

procedimientos de diagnostico no invasivo mediante imágenes médicas, que

incluyen ahora las Imágenes de Resonancia Magnética Nuclear (RMN) y la

Tomografía por Emisión de Positrones. La figura 5 muestra un equipo de

tomografía computada.

Figura 5. Equipo de Tomografía Computada (www.imaxe.com.ar)



1.3 OPORTUNIDADES DE INVESTIGACION Y DESARROLLO DE

TECNOLOGÍAS BIOMÉDICAS

Se presenta a continuación diferentes áreas de investigación y desarrollo de

tecnologías biomédicas, en donde el ingeniero electrónico desarrolla un papel

importante al formar parte de los equipos multidisciplinarios que se conforman

para tal fin.

1.3.1 INSTRUMENTACION DE MEDIDA

Es la encargada de medir, registrar y almacenar cualquier variable fisiológica de

origen mecánico, hidráulico, neumático, térmico, eléctrico empleando la más

depurada técnica de tratamiento de señales por procedimientos analógicos

digitales (A/D). El monitor de signos vitales es el equipo más representativo

dentro del campo de la instrumentacion de medida. La figura 6, muestra un

monitor de signos vitales de última generación.

Figura 6. Monitor de signos vitales (www.ultramedica.com.co)

1.3.2 INSTRUMENTACION DIAGNOSTICA

Clasificación automática de electrocardiogramas y electroencefalogramas. El

computador se emplea como un sistema que procesa las señales, las clasifica y

en base a pautas preseleccionadas es capaz de suministrar un primer



diagnóstico, que el especialista analizará adecuadamente. La figura 7 muestra

un sistema de electrocardiografía automatizada.

Figura 7. Sistema de electrocardiografia automatizada (www.dremed.com)

1.3.3 INSTRUMENTACION TERAPÉUTICA

Es el campo de aplicación donde más se requiere la cooperación médico-

ingeniero. El médico posee la idea del porqué, mientras que el ingeniero puede

aportar la solución al problema. Los desarrollos van desde el tratamiento de

dolores incurables mediante estimulación eléctrica y de ultrasonido, hasta las

técnicas de electrocirugía, desfibrilación, láserterapia y litotricia. La figura 8

muestra un bisturí electrónico.

Figura 8. Bisturí electronico (www.valleylab.com)



1.3.4 INSTRUMENTACION DE IMAGENES MEDICAS

Tecnologías de punta en equipos de diagnóstico no invasivo de imágenes

médicas, como Tomografía Computada (TC), por Emisión de Positrones (PET) y

por emisión de Fotones (SPECT), Resonancia Magnética Nuclear (RMN),

Ecografía. La figura 9 muestra un equipo portátil de ecografía.

Figura 9. Equipo portátil de ecografía (www.sonosite.com)

1.3.5 INSTRUMENTACION PARA AYUDAS FUNCIONALES

Denominada también Ingeniería de Rehabilitación, consiste en todos los

desarrollos que contribuyen a suplir una función defectuosa del organismo.

Desde prótesis controladas por la actividad eléctrica de los músculos hasta

prótesis visuales implantadas en el cerebro, que permiten la percepción de

puntos de luz y sombras para los invidentes. Esta disciplina especializada recibe

el nombre de Robótica Médica. La figura 10 muestra a un discapacitado por

amputacion de sus brazos con prótesis mioeléctricas de brazo.



Figura 10. Prótesis mioeléctricas de brazos (http://weblog.mendoza.edu.ar/robotica)

1.3.6 TELEMEDICINA

Es el empleo de las telecomunicaciones y de la informática (Telemática) para el

diagnóstico, tratamiento y la atención médica de los pacientes. Implica el uso de

la tecnología de las comunicaciones como un medio para llevar servicios

médicos a lugares remotos. La figura 11 muestra la infraestructura necesaria

para desarrollar telecirugías.



Figura 11. Sistema de telecirugía de última generación (www.nextgenmd.org)

1.4 LA INGENIERÍA DEL CUERPO HUMANO

Los médicos inician el estudio del cuerpo humano desde la anatomía (estudio

de la estructura o las partes que lo componen), la fisiología (estudio de cómo

funciona cada una de las partes) y la patología (conocimiento de las

enfermedades y como afectan a cada una de las partes). En el caso de los

ingenieros, es importante tener un buen conocimiento de estas materias para

entrar a desarrollar tecnología para la salud.

Es necesario mencionar que el cuerpo humano esta conformado por sistemas

(por ejemplo, el sistema cardiovascular), que a su vez los componen órganos

(por ejemplo, el corazón), que están compuestos de tejidos (por ejemplo, tejido

muscular) y que los componen células (por ejemplo, neuronas, células

nerviosas).

Se presenta a continuación un esbozo muy general de cuales son los sistemas

que componen el cuerpo humano y como están interrelacionados desde la

óptica de la ingeniería. La figura 12, muestra el diagrama de bloques del cuerpo

humano.



Figura 12. Diagrama de bloques del cuerpo humano

1.4.1 RELACION SISTEMA CARDIOVASCULAR - TEJIDOS

A través del intercambiador I1 (capilares sistémicos), el SCV suministra O2 y

nutrientes a los tejidos y estos le entregan CO2 y otros productos de desecho.

La figura 13 muestra el la anatomía del corazón.

Figura 13. Anatomia del corazón (www.nlm.nih.gov/medlineplus/spanish)

SISTEMA

CARDIOVASCULAR

SCV

SISTEMA

CARDIOVASCULAR

SCV

SISTEMA

RENAL

SRN

SISTEMA

RENAL

SRN

SISTEMA

GASTROINTESTINAL

SGI

SISTEMA

GASTROINTESTINAL

SGI

TEJIDOSTEJIDOS

SISTEMA

RESPIRATORIO

SRO

SISTEMA

RESPIRATORIO

SRO

SISTEMA

NERVIOSO

SNC

SISTEMA

NERVIOSO

SNC

SISTEMA

ENDOCRINO

SEN

SISTEMA

ENDOCRINO

SEN

SISTEMA

LOCOMOTOR

SLM

SISTEMA

LOCOMOTOR

SLM

SISTEMA

REPRODUCTOR

SRP

SISTEMA

REPRODUCTOR

SRP

INGESTAINGESTA

EXCRECIONEXCRECION EXCRECIONEXCRECION

VENTILACIONVENTILACION

SALIDASSALIDAS

I1I1

I2I2

I3I3 I4I4

COORDINACION E INTEGRACIONCOORDINACION E INTEGRACION



La figura 14, muestra el sistema cardiovascular. Las arterias están coloreadas

en rojo y las venas en azul.

Figura 14. Sistema cardiovascular (www.educa.aragob.es)

1.4.2 RELACION ENTRE EL SISTEMA CARDIOVASCULAR Y EL

RESPIRATORIO

El SCV, elimina el exceso de CO2 a través del intercambiador I2 (capilares

pulmonares) y a través de I2 se recarga de O2. La figura 15 muestra la anatomía

de los pulmones.



Figura 15. Anatomia del pulmon (www.nlm.nih.gov/medlineplus/spanish)

La figura 16, muestra la anatomia del sistema respiratorio.

Figura 16. Anatomía del sistema respiratorio (www.nlm.nih.gov/medlineplus/spanish)



1.4.3 RELACION ENTRE EL SISTEMA CARDIOVASCULAR Y EL

GASTROINTESTINAL

La sangre del SCV, se abastece de nutrientes y elimina desperdicios como la

bilirrubina a través del intercambiador I3 (capilares mesentéricos), que lo

relacionan con el SGI, el cual posee una entrada (ingesta) y una salida

(excreción). El hígado forma parte de I3. La figura 17, muestra la anatomia del

sistema gastrointestinal.

Figura 17. Anatomía del sistema gastrointestinal (www.nlm.nih.gov/medlineplus/spanish)

1.4.3 RELACION ENTRE EL SISTEMA CARDIOVASCULAR Y EL RENAL

La sangre del SCV pasa por el intercambiador I4, compleja estructura del

sistema renal (SRN), donde se regula la relación ácido-base, de regulación

osmolar, de retención de ciertas sustancias y de excreción de otras. La figura 18,

muestra la anatomía del riñón.



Figura 18. Anatomia del rinon (www.nlm.nih.gov/medlineplus/spanish)

1.4.5 RELACION ENTRE EL SISTEMA CARDIOVASCULAR Y EL DE

COORDINACION E INTEGRACION (SISTEMA DE CONTROL)

Todos los sistemas del cuerpo son controlados en su funcionamiento por el

sistema nervioso central (SNC) y por el sistema endocrino (SEN), que reciben y

procesan toda la información enviada por las distintas partes para generar

señales eléctricas (EEG) u hormonales que efectúan control (adrenalina) y

regulación (insulina). La figura 19, muestra la anatomía del sistema nervioso.

Figura 19. Anatomia del sistema nervioso (www.nlm.nih.gov/medlineplus/spanish)



La figura 20, muestra la anatomia del sistema endocrino (glandular).

Figura 20. Anatomia del sistema endocrino (www.educa.aragob.es)

1.4.6 SISTEMA REPRODUCTOR

El sistema reproductor (SRP) cumple la función del mantenimiento de la especie,

secundaria con respecto al mantenimiento del organismo.

1.4.7 SISTEMA LOCOMOTOR

El sistema locomotor (SLM), fundamental en las funciones de búsqueda de

alimento, de pareja, huida y defensa.

1.4.7 FUNCIÓN PRINCIPAL DE LA MAQUINA HUMANA

Mantener vivos los tejidos, por medio de suministrarles O2, nutrientes, como

también disponer los desechos sólidos, líquidos y gaseosos.

1.4.8. NIVELES DE LA ORGANIZACIÓN ESTRUCTUAL DEL CUERPO

HUMANO

La figura 21, muestra los niveles de organización estructural del cuerpo humano,

comenzando desde el nivel químico (átomos) hasta finalizar en el nivel orgánico



como tal, es decir, el cuerpo humano, visto como una compleja maquina

biológica.

Figura 21. Niveles estructurales del cuerpo humano

(www.saludmed.com/AnaFisio/OrgCuerp/OrgCuNiv.html)

Como se ha visto brevemente, el cuerpo humano está diseñado con elementos

de ingeniería avanzada. ¿Quién es el Gran Bioingeniero?, ¿Con que propósito

nos creó?, ¿Cuidamos y valoramos nuestro cuerpo?



2. PRINCIPIOS DE BIOINSTRUMENTACIÓN

Se denomina bioinstrumentación a la rama de la ingeniería electrónica que se

dedica a medir y registrar señales de origen biológico.

Cuando se diseñan sistemas de instrumentación biomédica se aplican los

mismos principios y limitaciones de la instrumentación industrial. Adicionalmente,

se debe tener en cuenta la anatomía y la fisiología del cuerpo humano.

Así mismo, la seguridad para el paciente y el operador del equipo es el

parámetro más importante a tener en cuenta, aun más que su propio

funcionamiento, para ello la COMISION ELECTROTÉCNICA INTERNACIONAL

(IEC), es quien regula a nivel internacional las normas que deben cumplir todos

los equipos biomédicos. (Normas IEC 601.1 - 601.2)

2.1 OBJETIVOS DE LA BIOINSTRUMENTACIÓN DIAGNOSTICA

Ayudar al médico y al investigador a idear formas de obtener medidas de

bioseñales provenientes del ser humano vivo que sean confiables y

significativas. Confiables en el sentido que la medida sea lo mas exacta posible.

Por ejemplo la temperatura corporal externa, medida debajo de la axila, se

considera normal cuando su nivel es de 37.5 °C. Un aumento de un grado en la

temperatura se diagnostica como fiebre y en el caso de un neonato (recién

nacido) esta es una condición critica, por lo tanto, si el termómetro clínico digital

presenta un error de exactitud de – 1.0 °C una temperatura de 38.5 °C la

mostraría como normal, cuando en realidad el bebé se encuentra es estado

febril. Así mismo, las medidas deben ser significativas, para que aporten

información importante al especialista medico. Por ejemplo, diseñar un sistema

de bioinstrumentación para medir la permitividad eléctrica de las uñas no tiene

mayor relevancia clínica.

2.2 CONDICIONES EN LA TOMA DE MEDICIONES FISIOLOGICAS

Al tomar medidas de parámetros importantes del cuerpo humano, se deben

tener en cuenta las siguientes condiciones:

• No poner en peligro la vida del paciente: ya que se perdería la razón de

ser de la bioinstrumentación, contribuir al mejoramiento de la salud.



• No someter al individuo a extremo dolor e incomodidad: Este es un

principio de naturaleza bioética, por lo tanto, muchas técnicas de la

instrumentación industrial no se pueden aplicar a las personas.

Por las razones expuestas anteriormente, la mayoría de la medicina diagnostica

ha dejado de ser invasiva, no solo para disminuir las molestias causadas al

paciente, sino para conseguir mayores niveles de precisión que garanticen la

certeza del diagnostico. La figura 22 muestra a un medico tomando la presión

arterial no invasiva con el método tradicional de auscultación (método manual)

Figura 22. Medición manual de la presión arterial

La figura 23, muestra un monitor de presión arterial automático, en donde la

intervención del medico en la medida es mínimo (solo colocar el brazalete).

Figura 23. Monitor de presión arterial automático (www.omron.com)



2.3 DIFICULTADES EN LA TOMA DE MEDICIONES FISIOLOGICAS

El cuerpo humano presenta una considerable variabilidad en la medida de sus

parámetros importantes debido a su gran complejidad y elevado grado de

interacción entre los sistemas que lo componen. A continuación se presentan las

mayores dificultades encontradas al tomar medidas fisiológicas:

• Las relaciones entrada/salida no son deterministicas. Existe una relación

deterministica siempre que un mismo valor de entrada produce siempre el

mismo valor de salida. Por ejemplo, en un sistema físico, como un

amplificador con ganancia 10, siempre que la señal de entrada sea de

100 mV, la salida será de 1 V. Esto no sucede con un paciente,

mantenido en condiciones ambientales constantes al cual se le toma la

presión arterial en 10 instantes diferentes, separados entre ellos en 10

minutos pues las mediciones serán diferentes en todos los casos.

Entonces se requiere aplicar técnicas bioestadísticas para determinar la

presión arterial.

• Muchas variables fisiológicas importantes no son de fácil acceso a los

instrumentos de medida. Por ejemplo medir el gasto cardiaco, definido

como la cantidad de sangre que bombea el corazón hacia la arteria aorta

cada minuto (lts/min), requiere de una medición invasiva mediante la

introducción de un catéter en cuya punta se ubica un sensor para tal fin,

lo cual implica un procedimiento de riesgo.

• El elevado grado de interacción entre las variables, debido a que todos

los sistemas del cuerpo se encuentran interrelacionados, hace

prácticamente imposible mantener constante una variable mientras se

mide la relación entre otras dos. Por ejemplo tratar de medir la presión

arterial manteniendo el consumo de O2 en cero durante una hora, es

imposible de llevarse a cabo, debido a que el paciente moriría.

• Algunas veces es difícil identificar quienes son las variables de salida y

quienes las de entrada, debido a la presencia de uno o más lazos de

realimentación.



• El instrumento de medida afecta las medidas hasta el punto que no se

puede representar fielmente las condiciones normales, principalmente en

mediciones invasivas.

2.4 DIAGRAMA DE BLOQUES DE UN BIOINSTRUMENTO ANALOGO

2.4.1 BIOINSTRUMENTO ANALOGO

Se considera que un bioinstrumento es análogo, cuando presenta la medida

empleando un voltímetro o amperímetro DC, debidamente calibrado en las

unidades de la bioseñal bajo estudio. La figura 23 muestra el diagrama de

bloques de este tipo de tecnología biomédica.

Figura 23. Diagrama de bloques de un bioinstrumento analogo

A continuación se describirá la función de cada uno de los componentes del

bioinstrumento:

• X(t): bioseñal a medir y registrar.

• Sensor: dispositivo que convierte un tipo de energía en otra. Presión

(mmHg) en diferencia de potencial (mV). En instrumentación electrónica

la salida es una señal eléctrica (v,i,R,C,L)

• Adecuador de Señal: Es necesario únicamente cuando la salida del

sensor es el cambio en su R, C o L. Convierte estos cambios en

diferencia de potencial proporcional.

• Amplificador de Instrumentación: es un circuito integrado especializado en

amplificar señales diferenciales y con unas características técnicas para

rechazar el ruido de tipo eléctrico.

• Filtrado Activo: se utiliza para seleccionar un determinado espectro de

frecuencia de la señal y para eliminar ruidos de 60/120 Hz.

• Procesamiento Análogo Adicional: Tal como derivar, para obtener la

rapidez de cambio con respecto al tiempo, o integrar la señal, para

obtener otra señal a partir de la original, por ejemplo a partir de la

variación de un desplazamiento obtener la velocidad o viceversa.

SENSOR / ADECUADOR DE SENAL

SENSOR / ADECUADOR DE SENAL

AMPLIFICA-DOR DE

INSTRUMENTACION

AMPLIFICA-DOR DE

INSTRUMENTACION

FILTRADO ACTIVO

FILTRADO ACTIVO

INDICADOR ANALOGO

INDICADOR ANALOGO

PROCESA-MIENTO

ANALOGO ADICIONAL

PROCESA-MIENTO

ANALOGO ADICIONAL

X(t)X(t)Y(t)Y(t)



• Indicador Análogo: Convierte la información electrónica en algo inteligible

para el ser humano, que pueda ser percibido por uno de sus sentidos

(vista u oído). Por ejemplo si se esta midiendo temperatura la diferencia

de potencial a la entrada del indicador análogo se convierte en una

lectura en ºC presentada por medio de un voltímetro de aguja. Si se

estudian señales de fonocardiografía, la salida debe ser audible a través

de parlantes o auriculares.

La figura 24 muestra un modelo comercial de un termómetro análogo, cuyo

diagrama de bloques se acaba de explicar.

Figura 24. Termómetro Análogo (www.autosale.es)

2.4.2 BIOINSTRUMENTO DIGITAL CON LOGICA CABLEADA

Se considera que un bioinstrumento es digital con lógica cableada cuando no

utiliza microcontroladores, ni microprocesadores, que son circuitos integrados

programables y se presenta la información en un display de siete segmentos o

en una pantalla de cristal liquido (LCD). La figura 25 muestra el diagrama de

bloques de este tipo de bioinstrumentos electrónicos.

Figura 25. Diagrama de bloques de un bioinstrumento digital con lógica cableada

• Y(t): Señal análoga eléctrica debidamente tratada y que es proporcional a

la señal a medir X(t). (Véase la ubicación de Y(t) en la figura 23)

CADCAD DECODIFI-CADOR

DECODIFI-CADOR

DRIVER DE DISPLAY

DRIVER DE DISPLAY

INDICADOR DIGITAL

INDICADOR DIGITAL

Y(t)Y(t)



• CAD: Convertidor Análogo/Digital. Convierte la información análoga a

formato binario codificado, por ejemplo BCD.

• Decodificador: Convierte la información binaria a formato decimal, fácil de

entender para el ser humano, por ejemplo decodificador BCD.

• Driver de Display: Amplifica la corriente a la salida del decodificador para

manejar display de 7 segmentos LEDs o pantallas LCD. Algunas veces

viene incluido en el CI del decodificador.

• Indicador Digital: Display a 7 segmentos o pantallas LCD.

La figura 26 muestra el plano del modulo digital de un instrumento electrónico,

basado en el CAD CA3162E y el decodificador/driver CA3161E.

Figura 26. Modulo digital de un instrumento (www.intersil.com)

Este tipo de bioinstrumento solo se limita a presentar la lectura correspondiente

a los valores de la señal que se encuentra bajo estudio. La figura 27 muestra un

modelo comercial de termómetro digital básico.



Figura 27. Termómetro electrónico digital lógica cableada (www.icespedes.com)

2.4.3 BIOINSTRUMENTO DIGITAL CON LOGICA PROGRAMADA

Se considera que un bioinstrumento es digital con lógica programada cuando

utiliza microcontroladores o microprocesadores, que son circuitos integrados

programables y se presenta la información en un display de siete segmentos o

en una pantalla de cristal liquido (LCD). Este tipo de instrumentos es mas

“inteligente” que el anterior, pues mediante la programación del microcontrolador

el instrumento puede avisar cuando la señal ha sobrepasado un limite superior o

cuando ha disminuido por debajo de un limite inferior. Por ejemplo en el caso de

termómetros clínicos, cuando la temperatura aumenta un grado centígrado por

encima de 37.5 °C, suena una alarma que indica fiebre y cuando disminuye un

grado por debajo de lo normal, suena una alarma indicando hipotermia. La figura

28 muestra el diagrama de bloques de este tipo de bioinstrumentos electrónicos.

Figura 28. Diagrama de bloques de un bioisntrumento digital con lógica programada

CADCADY(t)Y(t) MICROCON-TROLADORMICROCON-TROLADOR

INDICADOR DIGITAL

INDICADOR DIGITAL





• CAD: Convertidor Análogo/Digital. Convierte la información análoga a

formato binario codificado, por ejemplo BCD. En la mayoría de los casos

este modulo esta incluido dentro del microcontrolador

• Microcontrolador: Circuito Integrado programable que contiene CPU,

RAM, ROM, ALU, etc. Es un computador en un chip. Permite no solo

presentar la información, sino que mediante programación puede

suministrar información adicional sobre el estado de la bioseñal.

La figura 29 muestra el modelo de un termómetro clínico comercial.

Figura 29. Termómetro clínico con microcontrolador (www.pacienteplus.com)

La figura 30, muestra el diagrama de bloques de un monitor de signos vitales,

empleado para medir presión arterial, temperatura, registrar la señal

electrocardiográfica y a partir de esta medir el ritmo cardiaco.

Figura 30. Diagrama de bloques de un monitor de signos vitales (www.ti.com)



Observe como se amplifica (amplificadores de instrumentacion) cada una de las

señales, se filtran y entran a un Multiplexor análogo (MUX) controlado desde la

CPU, para luego hacer la conversión A/D que digitaliza las señales y entran al

microprocesador (CPU) o al Procesador Digital de Señales (DSP) en donde se

efectúan cálculos y mediciones de las mismas para luego presentar las medidas

respectivas y su variación en el tiempo en el display de cristal liquido (LCD).

2.4.4 BIOINSTRUMENTO VIRTUAL

Instrumentacion virtual se refiere al uso del computador para efectuar

adquisición, análisis y presentación de datos provenientes de señales. El

instrumento virtual también involucra la interfaz hombre-máquina, las funciones

de análisis y procesamiento de señales, las rutinas de almacenamiento de datos

y la comunicación con otros equipos. Se denomina virtual, ya que el computador

en si mismo no es un bioinstrumento como lo es el monitor de signos vitales,

sino que se puede utilizar para cumplir las mismas funciones. En este caso, el

usuario mismo es quién, a través del software, define su funcionalidad y

"apariencia" y por ello se dice que "virtualizamos" el instrumento, ya que su

funcionalidad puede ser definida una y otra vez por el usuario y no por el

fabricante. El instrumento virtual es definido entonces como una capa de

software y hardware que se le agrega a un PC en tal forma que permite a los

usuarios interactuar con la computadora como si estuviesen utilizando su propio

instrumento electrónico "hecho a la medida". En el instrumento virtual, el

software es la clave del sistema, a diferencia del instrumento tradicional, donde

la clave es el hardware. Con el sistema indicado anteriormente, se puede

construir un electrocardiógrafo "personalizado", con la interfaz gráfica que se

desee, agregándole inclusive más funcionalidad. Sin embargo, este mismo

sistema puede también ser utilizado en la medición de los signos vitales,

construyéndose así un monitor de signos vitales virtual. Es allí donde radica uno

de los principales beneficios del instrumento virtual, su flexibilidad. Este

instrumento virtual no sólo permite visualizar las señales, sino que a la vez

permite graficar su espectro de potencia en forma simultánea, algo que no se

puede hacer con un instrumento convencional.



Los tres componentes principales de un bioinstrumento son, la tarjeta de

adquisición de datos, el computador mismo y el software. La figura 31 muestra el

diagrama de bloques de un bioinstrumento virtual.

Figura 31. Diagrama de bloques de un bioinstrumento virtual



• TAD: Tarjeta de adquisición de Datos. Se encarga de digitalizar las

bioseñales y convertirlas al protocolo que maneja el puerto de

comunicación al cual se ha conectado (RS232, USB, ETHERNET)

• Computador: Se desempeña como instrumento virtual.

• Software: Programa informático encargado de la adquisición, registro,

análisis y procesamiento de las bioseñales.

La figura 32 muestra un electrocardiograma tomado con el popular sistema de

instrumentacion virtual Labview.

Figura 32. Electrocardiograma tomado con Labview (www.e-dsp.com)

TADTADY(t)Y(t)

COMPUTADORCOMPUTADORSOFTWARESOFTWARE



3. SEÑALES BIOMÉDICAS

3.1 DEFINICION DE SEÑAL BIOMÉDICA

Una señal es una cantidad que varia en el tiempo y por lo tanto contiene

información. En el cuerpo humano cada sistema genera una cantidad de señales

que informan sobre el estado del mismo, normal o enfermo. Una enfermedad o

defecto en un sistema causa una alteración y por lo tanto genera señales que

son diferentes a las señales en estado normal. Para ilustrar, tenemos las

señales ElectroCardioGráficas (ECG), que suministran información sobre el

estado del sistema eléctrico del corazón. Por ejemplo, la figura 33 muestra la

señal de electrocardiografía (ECG) de un paciente sano y la de la figura 34

muestra la de un paciente enfermo con taquicardia supraventricular (aumento de

los latidos cardiacos por minuto).

Figura 33. Señal ECG paciente sano

Figura 34. Señal ECG paciente enfermo de taquicardia supraventicular

Comparando la segunda señal con respecto a la primera se puede observar que

los picos máximos (correspondientes al latido) se presentan con mayor

frecuencia y que la pequeña onda que precede a la onda de mayor amplitud no

esta presente. El cardiólogo esta entrenado para percibir estas diferencias con

respecto a la señal ECG normal y con base a ello emite su diagnostico.

Como las señales provenientes del cuerpo humano son de origen biológico

reciben el nombre de bioseñales.

Estas diferencias en la forma de las señales, se refleja en el dominio de la

frecuencia al aplicar la Transformada Rápida de Fourier (FFT) para determinar

su contenido espectral. Las figuras 35 y 36 muestran el espectro de frecuencias

del ECG correspondientes a las señales de la figura 33 y 34 respectivamente.



Obsérvese como el espectro de frecuencia de la señal ECG normal tiene un

mayor contenido de armónicos que la de señal correspondiente a la taquicardia

supraventricular.

Figura 35. Espectro de frecuencia de la señal ECG paciente sano

Figura 36. Espectro de frecuencia de la señal ECG paciente enfermo de taquicardia

supraventicular



3.2 TIPOS DE SEÑALES BIOMEDICAS

A continuación se mostrará de forma breve los tipos de bioseñales más

importantes del cuerpo humano y los equipos electrónicos empleados en su

medición y registro.

3.2.1 SEÑALES DE BIOIMPEDANCIA

La impedancia eléctrica de los tejidos, Z(t), contiene información importante

sobre su composición, volumen y distribución sanguínea, actividad endocrina,

actividad del sistema nervioso y mas. Se aplica al cuerpo una fuente de corriente

alterna con una frecuencia en el rango de 200 Khz. a 1 Mhz, con el propósito de

evitar la estimulación del sistema neuromuscular. Las amplitudes de estas

corrientes sinusoidales van desde 20 µA a 20 mA, para lograr bajas densidades

de corriente y evitar el recalentamiento de los tejidos, lo que cambiaría el valor

de la impedancia de los mismos, ya que en condiciones normales los tejidos se

encuentran a una temperatura de 37.5 °C.

Se utilizan 4 electrodos, dos conectan la fuente de corriente AC (no de voltaje) e

inyectan esta al tejido bajo estudio y los restantes se ubican sobre el tejido en

investigación y se utilizan para medir la caída de tensión generada por la

corriente y la Z(t) del tejido. La figura 37, muestra la aplicación de los electrodos

en la técnica de bioimpedanciometría.

Figura 37. Técnica de la bioimpedanciometría torácica (http://butler.cc.tut.fi)



La figura 38, muestra la grafica de la Z(t) torácica, la variación de la misma con

respecto al tiempo dZ(t)/dt y su correlación con la señal de ECG y la de

fonocardiografía (PCG).

Figura 38. Señal de bioimpedanciometría torácica Z(t) (http://butler.cc.tut.fi)

Una de las aplicaciones de la técnica de bioimpedanciometría es la de medir el

porcentaje de grasa corporal de un paciente, con el propósito de análisis

nutricional y de obesidad. La figura 39, muestra un medidor digital de grasa

corporal comercial.

Figura 39. Medidor de Grasa Corporal (www.omrom.com)



3.2.2 SEÑALES BIOACUSTICAS

Muchos fenómenos biomédicos generan señales acústicas. La medición y

registro de estas suministran información acerca del fenómeno que lo produce.

Por ejemplo, el flujo de sangre en el corazón o a través de las válvulas cardiacas

genera sonidos típicos, cuya técnica de estudio se denomina FonoCardioGrafía

(FCG). El flujo de aire a través de las vías aéreas superiores e inferiores también

produce ruidos acústicos, sonidos como la tos, ronquidos y sonidos pulmonares

se utilizan extensamente en medicina. La contracción muscular también produce

sonidos (Fonomiografía).

Ahora bien, como la energía acústica se propaga a través del medio biológico,

la señal bioacústica se puede adquirir en la superficie del cuerpo utilizando

transductores acústicos (micrófonos). La figura 40, muestra en la parte inferior,

la señal acústica producida por la actividad del corazón correlacionada con la

señal ECG, el volumen ventricular y la presión arterial. Se muestran tres

sonidos, denominados S1, S2 y S3 respectivamente, producidos durante un ciclo

cardiaco.

Figura 40. Señal FCG (www.upload.wikimedia.org)

La figura 41, muestra un sistema de instrumentacion virtual, para medir, registrar

y analizar las señales de FCG.



Figura 41. Instrumentacion virtual para adquisición y registro de FCG

(www.thehealthcarenet.com)

3.2.3 SEÑALES BIOMAGNETICAS

Varios órganos, como el cerebro, el corazón y los pulmones generan campos

magnéticos extremadamente débiles. La medición y registro de tales campos

suministra información no incluida en otras bioseñales. Por ejemplo la técnica

para medir los campos magnéticos producidos por el corazón se denomina

MagnetoCardioGrafía (MCG), la de los músculos se denomina

MagnetoMioGrafía (MMG) y la del cerebro MagnetoEncefaloGrafía (MEG).

Debido al bajo nivel de los campos biomagnéticos se deben tomar precauciones

extremas en el sistema de instrumentación empleado para medir estas

bioseñales, ya que el solo campo magnético terrestre es un ruido de fondo.



La figura 42, muestra los espectros de frecuencia de las señales MCG, MMG y

MEG en comparación con otros campos magnéticos.

Figura 42. Señales Biomagnéticas del cuerpo humano (http://butler.cc.tut.fi)

El electromagnetismo, se basa en el principio de que toda corriente eléctrica que

circula por un conductor produce un campo magnético, cuya intensidad es

proporcional a la intensidad de la corriente. En la figura 43, se muestra como las

corrientes iónicas que producen el campo eléctrico de la actividad cardiaca

(ECG Lead II), es la fuente del campo magnético cardiaco, que induce un

potencial eléctrico en el transductor, que en este caso es una bobina.



Figura 43. Origen de los campos magnéticos del corazón (http://butler.cc.tut.fi)

La figura 44, muestra un equipo para adquirir las señales biomagnéticas

producidas por la actividad cerebral (MEG).

Figura 44. Equipo de MEG (http://biomag.uni-muenster.de)



3.2.4 SEÑALES BIOMECANICAS

Incluyen todas aquellas señales que se originan de una función mecánica del

cuerpo humano. Algunas de estas señales son el desplazamiento, velocidad,

aceleración, fuerza, presión, flujo. El fenómeno mecánico, no se propaga, como

si lo hacen los campos magnéticos, los eléctricos y las ondas acústicas. Por lo

general, la medición se hace en el sitio exacto donde se origina la señal

biomecánica. La figura 45 muestra la medición de la presión arterial aortica de

forma no invasiva mediante el clásico brazalete. El examen de la presión arterial

se usa para medir la fuerza con la que la sangre está siendo bombeada por el

corazón a través de las arterias y la fuerza de éstas a medida que resisten el

flujo sanguíneo.

Figura 45. Medición de la presión arterial (http://healthlibrary.epnet.com)

La figura 46, muestra la señal de presión ventricular, medida mediante método

invasivo.



Figura 46. Señal de la presión sanguínea ventricular (www.bme.gatech.edu)

La figura 47, muestra un modelo comercial empleado para medir la presión

arterial de forma no invasiva

Figura 47. Monitor de presión arterial (www.somatechnology.com)



3.2.5 SEÑALES BIOQUIMICAS

Son el resultado de mediciones químicas de los tejidos vivos o de muestras

analizadas en el laboratorio químico. Por ejemplo, la medición de concentración

de iones dentro y fuera de la célula, por medio de electrodos específicos para

cada ion, como también la presión parcial de oxígeno (pO2) y de dióxido de

carbono (pCO2) en la sangre o en el sistema respiratorio.

La figura 48, muestra un modelo comercial de un glucómetro, que es un

instrumento para efectuar el examen de glicemia que consiste en medir la

concentración de azúcar en la sangre, para el control de la diabetes.

Figura 48. Glucometro (www.sanborns.com.mx)

3.3.6 SEÑALES BIOOPTICAS

Son el resultado de funciones ópticas de los sistemas biológicos que ocurren

naturalmente o inducidas para medición. La oxigenación sanguínea puede

estimarse midiendo la luz transmitida y reflejada por los tejidos a distintas

longitudes de onda. Puede obtenerse información importante acerca del feto

midiendo la fluorescencia del líquido amniótico. El desarrollo de la tecnología de

la fibra óptica ha ampliado el espectro de medición de estas señales.

La figura 49, muestra un modelo comercial para medir el porcentaje de glóbulos

rojos en las arterias que están transportando oxigeno, a esta variable se le

denomina saturación de oxigeno (SpO2) y el equipo se denomina oxímetro de

pulso.



Figura 49. Oxímetro de pulso digital (www.burtons.uk.com)

3.2.7 SEÑALES BIOELECTRICAS

Su fuente son los potenciales de transmembrana celular, el cual ante ciertas

condiciones puede variar para generar un potencial de acción. En mediciones

sobre células aisladas, donde se utilizan microelectrodos como transductores, el

potencial de acción es en sí mismo la señal biomédica. En mediciones sobre

grandes grupos celulares, donde se utilizan electrodos de superficie como

transductores, el campo eléctrico generado por la acción de muchas células

distribuidas en las vecindades de los electrodos constituye la señal biomédica.

Las más importantes y estudiadas son:

• Electrocardiografía (ECG): Actividad eléctrica del corazón

• Electroencefalografía (EEG): Actividad eléctrica del cerebro

• Electromiografía (EMG): Actividad eléctrica de los músculos

El campo eléctrico se propaga a través del medio biológico, y así el potencial

puede adquirirse a distancia desde la superficie del sistema en estudio,

eliminándose la necesidad de invadirlo. La señal bioeléctrica utiliza electrodos

como transductores ya que la conducción eléctrica en el medio biológico es a

través de iones, mientras que en el sistema de medición la conducción es



mediante electrones. La figura 50, muestra las señales ECG, tomadas con un

electrocardiógrafo.

Figura 50. Señales ECG (electronicdesign.com)

La figura 51, muestra un modelo de un electrocardiógrafo digital.

Figura 51. Electrocardiógrafo digital (www.tmamedica.com)

La figura 52, muestra las señales EEG, tomadas con un electroencefalógrafo.



Figura 52. Señales EEG (http://butler.cc.tut.fi)

La figura 53, muestra un modelo comercial de un electroencefalógrafo.

Figura 53. Electroencefalógrafo virtual (www.twistermedical.com)

La figura 54, muestra una señal de EMG, tomada con un electromiógrafo virtual.



Figura 54. Señal de EMG (www.dataq.com)

La figura 55, muestra un modelo comercial de un electromiógrafo.

Figura 55. Electromiógrafo virtual (www. catalogomedico.com.mx)



3.3 CARACTERIZACION DE SEÑALES BIOMEDICAS

La tabla numero uno, caracteriza las principales señales bioeléctricas del cuerpo

humano, en donde se considera su rango de amplitud, el espectro de frecuencia

y el sensor utilizado para medirlas.

Tabla 1. Caracterización de señales bioeléctricas



4. AMPLIFICADORES DE BIOINSTRUMENTACIÓN

Se denominan amplificadores de bioinstrumentación a los amplificadores de

instrumentacion que han sido diseñados para aplicaciones médicas, tal como los

INA 114, INA 331 e INA 126 fabricados por la Texas Instruments o el AD620 de

Analog Device. La figura 56 muestra algunas de las aplicaciones de un

amplificador de bioinstrumentación, tales como, amplificación de bioseñales,

adquisición de imágenes medicas, ingeniería de rehabilitación (prótesis de

mano).

Figura 56. Aplicaciones medicas de un amplificador de bioinstrumentación (www.analog.com)



4.1 PARAMETROS DE SELECCIÓN DE UN AMPLIFICADOR DE

BIOINSTRUMENTACIÓN

Un amplificador de instrumentación es un dispositivo electrónico capaz de lograr

amplificaciones importantes señales diferenciales, con muy bajo ruido, con

alimentación simple o doble, baja deriva térmica, bajo consumo y variación de la

salida hasta los límites de la alimentación, es decir sin caída en la salida. Las

bioseñales son enmascaradas por ruidos eléctricos provenientes principalmente

de la red eléctrica de 60Hz y por lo tanto se hace indispensable la amplificación

con estos dispositivos.

Las principales características de los amplificadores de instrumentación que

conforman el conjunto de parámetros de selección son las siguientes:

1) Son amplificadores diferenciales con una ganancia diferencial precisa y

estable, generalmente en el rango de 1 a 1000. Su ganancia diferencial se

controlada mediante un único elemento analógicos (potenciómetro resistivo) o

digital (conmutadores) lo que facilita su ajuste.

2) Su ganancia en modo común debe ser muy baja respecto de la ganancia

diferencial, esto es, debe ofrecer una CMRR muy alta en todo el rango de

frecuencia en que opera.

3) Impedancia de los terminales de entrada muy alta para que su ganancia no se

vea afectada por la impedancia de la fuente de entrada.

4) Impedancia de salida muy baja para que su ganancia no se vea afectada por

la carga que se conecta a su salida.

5) Bajo nivel de la tensión de offset del amplificador y baja deriva en el tiempo y

con la temperatura, a fin de poder trabajar con señales de continua muy

pequeñas.

6) Ancho de banda ajustada a la que se necesita en el diseño.

7) Un factor de ruido muy próximo a la unidad, esto es, que no incremente el

ruido.

8) Una razón de rechazo al rizado a la fuente de alimentación muy alto.



4.2 AMPLIFICADOR DE BIOINSTRUMENTACIÓN INA114

La siguiente información esta tomada de la hoja de especificaciones técnicas del

fabricante. (http://focus.ti.com/docs/prod/folders/print/ina114.html)

• DESCRIPCION: El INA114 es un amplificador de instrumentacion de

propósito general, de bajo costo y alta exactitud. Esta construido con la

configuración clásica de 3 amplificadores operacionales. Su ganancia se

puede ajustar desde 1 hasta 10.000 con una simple resistencia conectada

externamente entre los pines 1 y 8. Cuenta con un circuito de protección

de entrada para recortar tensiones mayores a +/- 40V y evitar así danos

por sobre tensiones. (Esto es muy importante cuando el INA114 se utiliza

en el modulo ECG de un monitor de signos vitales, en donde en la Unidad

de Cuidados Intensivos, se puede aplicar al paciente un defibrilador,

cuando el paciente se encuentra en paro cardiaco, y este equipo entrega

picos de voltaje del orden de 1 a 3 KV que se van por los cables de

electrocardiografía hacia el INA114.)

• CARACTERISTICAS TECNICAS:

- Bajo voltaje offset: 50µV

- Baja deriva térmica: 0.25 µV/°C

- Baja corriente de polarización de entrada: 2nA

- Alta Relación de Rechazo en Modo Común: 115 dB mínima

- Protección contra sobre voltaje de entrada: +/- 40V

- Amplio rango de alimentación: +/- (2.5 a 18V)

- Bajo consumo de corriente en reposo: 3 mA

- Impedancia de entrada: 1012 Ω

- Ruido térmico de voltaje: 11 nV/(Hz) ½ (f = 1 KHz)

- Máximo voltaje de salida: +/- 13.7V



- Ancho de banda: 1 KHz (Ganancia = 1000), suficiente para la

. amplificación de la mayoría de bioseñales en instrumentacion medica.

• APLICACIONES:

- Amplificador de puentes (Wheatstone y AC)

- Amplificador de termocuplas

- Amplificador de sensores RTD (Resistencias Dependientes de la

Temperatura)

- Adquisición de datos (Adecuar la señal de entrada al convertidor

análogo/digital)

- Instrumentacion Medica (Aplicaciones en instrumentacion diagnostica)

La figura 57, muestra el circuito interno del INA114:

Figura 57. Circuito interno del INA114






• DESCRIPCION: El INA331 es un amplificador de instrumentacion CMOS

de baja potencia, de amplio rango de aplicaciones. Es de bajo costo y

amplificación de bajo ruido, como también es un circuito integrado de bajo

consumo que puede ser alimentado con baterías. Necesita de solo una

fuente de alimentación.



- Baja deriva térmica: 5 µV/°C

- Baja corriente de polarización de entrada: 0.5pA


- Rango de alimentación: +(2.5 a 5.5V)

- Bajo consumo de corriente en reposo: 415 µA



- Máximo voltaje de salida: +5.5V

- Rango de Ganancia: 5 a 1000

- Ancho de banda: 2 MHz (Ganancia = 25)

• APLICACIONES:




Temperatura)


análogo/digital)

- Audio amplificación

- Sistemas de telecomunicación



- Autotrónica









• DESCRIPCION: El INA126 es un amplificador de instrumentacion de

precisión, bajo ruido, baja corriente de consumo, lo que lo hace ideal para

instrumentos portátiles alimentados con baterías.



- Baja deriva térmica: 3 µV/°C

- Baja corriente de polarización de entrada: 10nA


- Rango de alimentación: +/-(1.35 a 18V)

- Bajo consumo de corriente en reposo: 175 µA



- Máximo voltaje de salida: +/- 17.1V

- Rango de Ganancia: 5 a 10000

- Ancho de banda: 1.8 KHz (Ganancia = 500)

• APLICACIONES:




Temperatura)


análogo/digital)



- Instrumentación portátil






5. TERMOMETRIA CLINICA

La temperatura es considerada un signo vital, es decir, el valor de esta variable

es un indicador medico importante a la hora de determinar el estado de salud del

paciente. Por lo tanto, es necesario desarrollar sistemas electrónicos exactos y

confiables para medirla y registrarla.

5.1 TERMORREGULACION

Es la capacidad del cuerpo para regular su temperatura. Los animales

homeotermos tienen capacidad para regular su propia temperatura.

La temperatura normal del cuerpo de una persona varía dependiendo de su

sexo, su actividad reciente, el consumo de alimentos y líquidos, la hora del día y,

en las mujeres, de la fase del ciclo menstrual en la que se encuentren. La

temperatura corporal normal, de acuerdo con la Asociación Médica Americana

(American Medical Association), puede oscilar entre 36,5 y 37,2°C.

En el caso de los humanos, el control de la temperatura es increíble, ya que este

no pasa más allá de los 0,6 ºC, aún sometidos a temperaturas altas (60 ºC) o

relativamente bajas (12 ºC). Todo lo relacionado con la temperatura animal ha

sido medido cada vez con más precisión desde 1592 con la creación del primer

termómetro.

5.2 LA FIEBRE

Los seres humanos tienen desarrollado mecanismos fisiológicos que les

permiten tener una temperatura corporal constante. Sin embargo, el equilibrio



calórico de un organismo se puede perder con gran facilidad y ocasionar

alteraciones como la fiebre. La fiebre es una alteración del “termostato" corporal,

ubicado en el hipotálamo, que conduce a un aumento de la temperatura corporal

sobre el valor normal. Éstos pueden ser causados por: Enfermedades

Infecciosas Bacterianas, Lesiones Cerebrales, Golpes de Calor.

Enfermedades infecciosas bacterianas: Es el caso de las bacterias que

generan toxinas, que afectan al hipotálamo, aumentando la temperatura. Esto

afecta a los mecanismos de ganancia de calor, los cuales se activan. Los

compuestos químicos que generan aumento de temperatura son los pirógenos

Lesiones cerebrales: Al practicar cirugías cerebrales se puede causar daño

involuntariamente en el Hipotálamo, el cual controla la temperatura corporal.

Esta alteración ocurre también por tumores que crecen en el cerebro,

específicamente en el Hipotálamo, de manera que el termostato corporal se

daña, desencadenando estados febriles graves. Cualquier lesión a esta

importante estructura puede alterar el control de la temperatura corporal

ocasionando fiebre permanente.

Golpes de calor: El límite de calor que puede aumentar el humano, está

relacionado con la humedad ambiental. Así, si el ambiente es seco y con viento,

se pueden generar corrientes de convección, que enfrían el cuerpo. Por el

contrario, si la humedad ambiental es alta, no se producen corrientes de

convección y la sudoración disminuye, el cuerpo comienza a absorber calor y se

genera un estado de fiebre. Esta situación se agudiza más aún si el cuerpo está

sumergido en agua caliente.

En el ser humano se produce una aclimatación a las temperaturas altas, así

nuestra temperatura corporal puede llegar a igualar la del medio ambiente sin

peligro de muerte. Los cambios físicos que conducen a esta aclimatación son: el

aumento de la sudoración, el incremento del volumen plasmático y la

disminución de la pérdida de sal a través del sudor.



5.3 REACCIONES DEL CUERPO A LOS CAMBIOS TERMICOS

5.3.1 AL CALOR

36 °C: Temperatura normal del cuerpo, ésta puede oscilar entre 36-37,5 ºC

38 °C: Se produce un ligero sudor con sensación desagradable y un mareo leve.

39 °C: Pirexia, existe abundante sudor acompañado de rubor, con taquicardias y

disnea. Puede surgir agotamiento. Los epilepticos y los niños pueden sufrir

convulsiones llegados a este punto.

40 °C: Mareos, vértigos, deshidratación, debilidad, náuseas, vómitos, cefalea y

sudor profundo.

41 °C: Urgencia. Todo lo anterior más acentuado, también puede existir

confusión, alucinaciones, delirios y somnolencia.

42 °C: Además de lo anterior, el sujeto puede tener palidez o rubor. Puede llegar

al coma, con hiper o hipotensión y una gran taquicardia.

43 °C: Normalmente aquí se sucede la muerte o deja como secuelas diversos

daños cerebrales, se acompaña de continuas convulsiones y shock. Puede

existir el paro cardiorrespiratorio.

44 °C ó superior: La muerte es casi segura, no obstante, existen personas que

han llegado a soportar 46 °C.

5.3.2 AL FRIO

35 °C: Se llama hipotermia cuando es inferior a 35 °C. Se presenta temblor

intenso, entumecimiento y coloración azulada/gris de la piel.

34 °C: Temblor severo, pérdida de capacidad de movimiento en los dedos,

cianosis y confusión. Puede haber cambios en el comportamiento.

33 °C: Confusión moderada, adormecimiento, arreflexia, progresiva pérdida de

temblor, bradicardia, disnea. El sujeto no reacciona a ciertos estímulos.

32 °C: Urgencia. Alucinaciones, delirio, gran confusión, muy adormilado

pudiendo llegar incluso al coma. El temblor desaparece, el sujeto incluso puede

creer que su temperatura es normal. Hay arreflexia, o los reflejos son muy

débiles.

31 °C: Existe coma, es muy extraño que esté conciente. Ausencia de reflejos,

bradicardia severa. Hay posibilidad de que surjan graves problemas de corazón.



28 °C: Alteraciones graves de corazón, pueden acompañarse de apnea e

incluso de aparentar o incluso estar muerto.

26-24 °C ó inferior: Aquí la muerte normalmente ocurre por alteraciones

cardiorrespiratorias, no obstante, algunos pacientes han sobrevivido a bajas

temperaturas aparentando estar muertos a temperaturas inferiores a 14 °C.

5.4 TERMISTORES CLÍNICOS

Un Termistor NTC (Negative Temperature Coefficient) es una resistencia

variable cuyo valor va decreciendo a medida que aumenta la temperatura. Son

resistencias de coeficiente de temperatura negativo, constituidas por un cuerpo

semiconductor cuyo coeficiente de temperatura es elevado, es decir, su

conductividad crece muy rápidamente con la temperatura. Se emplean en su

fabricación óxidos semiconductores de níquel, zinc, cobalto, etc.

La relación entre la resistencia y la temperatura no es lineal sino exponencial,

como lo muestra la figura 60.

Figura 60. Relacion R Vs. T de un NTC (www.betatherm.com)

La ecuación que relaciona la Resistencia con la Temperatura es la siguiente:

R(T) = Ro e β (1/T – 1/To) ,(Ecuación 1), donde:

• To: Temperatura inicial del rango de medida (°K),

• Ro: Resistencia del termistor a la temperatura To (Ω),

• β: Constante térmica (°K),



• T: Temperatura a medir (°K),

• R(T): Resistencia del termistor a la temperatura T (Ω).

El sensor mas utilizado en termometría clínica es el termistor (NTC), por las

siguientes razones:

• Alta exactitud: esto significa errores mínimos en la medición.

• Rápida respuesta térmica: Cuando varia la temperatura se obtiene

rápidamente el cambio en el valor de la resistencia.

• Pequeño tamaño: permite introducirlo en el canal auditivo para medir la

temperatura del oído medio.

• Alta resolución: pequeños cambios en la temperatura producen cambios

detectables en la resistencia del sensor. Es norma en termometría clínica

que los sensores tengan una resolución menor de 0.1 °C.

• Alta estabilidad: su relación salida entrada es estable.

• Larga vida: el paso del tiempo no lo envejecen tan rápidamente

conservando los valores de sus parámetros técnicos.

La figura 61muestra modelos comerciales de sensores NTC de aplicación

clínica.

Figura 61. Sensor térmico clínico NTC (www.advindsys.com)



Las siguientes son las especificaciones técnicas de sensores NTC del fabricante

americano U.S.SENSOR (www.ussensor.com):



5.5 DISEÑO DE UN TERMOMETRO CLINICO

La figura 62 muestra el diagrama de bloques del módulo de temperatura de un

termómetro clínico.

Figura 62. Modulo de temperatura de un monitor de signos vitales

A continuación se describe la función de cada etapa del módulo:

5.5.1 NTC

Termistor clínico (Estudiado en el numeral anterior)

5.5.2 ADECUADOR DE SEÑAL

Consiste en un amplificador no inversor, en donde la salida, Vo1(T), es

proporcional al producto entre la resistencia del NTC y una corriente DC menor a

100 µA. Este valor de la intensidad de la corriente garantiza que el NTC no se

autocaliente por ley de Joule. Además, al NTC se le conecta una resistencia en

paralelo (Rp), con el propósito de linealizar la relación Resistencia versus

Temperatura del sensor. El valor de Rp en la práctica, se toma como el valor de

la resistencia del NTC a la mitad del rango de temperatura medido. Por ejemplo,

en el caso de termometría clínica, el rango de temperatura a medir va desde 33

°C hasta 43 °C y por lo tanto la mitad de la escala corresponde a 38 °C. Si se

utilizara el sensor mencionado en el numeral 6.4 referencia PR222J2, su

resistencia a 38°C, sería de 1301.1 Ω.

La figura 63, muestra el circuito del adecuador de señal.

NTCNTC ADECUADOR DE SEÑAL

ADECUADOR DE SEÑAL

AMPLIFICADORAMPLIFICADOR

CIRCUITO DE CALIBRACIONCIRCUITO DE CALIBRACION

FILTRO PASABAJAS

FILTRO PASABAJAS

CIRCUITO MICROCONTROLADO


TTR(T)R(T) Vo1(T)Vo1(T) Vo2(T)Vo2(T)

Vo3(T)Vo3(T)Vo4(T)Vo4(T)



Figura 63. Adecuador de señal

5.5.3 AMPLIFICADOR

Como la salida de la etapa anterior es negativa y está en el orden de los 100

mV, es necesario amplificar esta señal diez veces con otro amplificador inversor

cuya salida sea ahora positiva, Vo2(T). La figura 64 muestra esta etapa

amplificadora.

Figura 64. Etapa amplificadora

I = 100 µAI = 100 µA

RpRp



5.5.4 CIRCUITO DE CALIBRACIÓN

Consiste en un amplificador de instrumentacion (INA 114), a cuya entrada

inversora se conecta Vo2(T) y a la no inversora se le conecta un divisor de

voltaje basado en un potenciómetro de precisión para calibrar la temperatura

mínima (33 °C). Esto se hace, colocando el NTC a 33 °C y ajustando el

potenciómetro de precisión hasta que la salida del amplificador de

instrumentacion, Vo3(T), sea cero. El ajuste de plena escala se hace colocando

el NTC a 43 °C y se ajusta la resistencia de ganancia, Rg, del amplificador de

instrumentacion hasta que la salida de este es de 5V, ya que el convertidor

análogo digital dentro del microcontrolador, convierte a digital, señales análogas

que varíen desde cero a 5V. La figura 65 muestra el circuito de calibración.

Figura 65. Etapa de calibración

5.5.5 FILTRO PASABAJAS

El espectro de la señal térmica del cuerpo humano, va desde DC hasta 5 Hz. Se

emplea el filtro pasabandas con frecuencia de corte a 10 Hz y atenuación de 20

dB/década, para eliminar ruidos de 60 Hz inducidos por la red de potencia

eléctrica y ruidos de 120 Hz inducidos por rectificadores de onda completa de las

fuentes de alimentación. En la banda pasante del filtro Vo3(T) es igual a Vo4(T).

La figura 66 muestra el circuito del filtro pasabajas.



Figura 66. Filtro pasabajas

5.5.6 CIRCUITO MICROCONTROLADO

En un monitor de signos vitales convencional, la salida del filtro pasabajas, se

conecta a un convertidor análogo/digital de alta resolución (10 bits o mas) y a su

vez la salida de este se conecta a la entrada de un microprocesador.

Ahora bien, si el monitor de signos vitales es virtual, es decir, se utiliza un

computador externo para visualizar la información y almacenarla, las señales de

los signos vitales, una vez han recibido el correspondiente proceso análogo para

que sus variaciones sean positivas y oscilen en el rango de 0 a 5V, se conectan

a la entrada de un microcontrolador que dispone de convertidores

análogo/digitales y mediante múltiplexación en el tiempo, se digitalizan para

entregárselas a un puerto de comunicación del computador, que bien pudiera

ser el puerto USB (Bus Serial Universal). Esto se hace mediante un circuito que

convierte el formato binario puro en protocolo USB.

El circuito de la figura 67 muestra la etapa microcontrolada de un termómetro

clínico que entrega la información en un display LCD y que emite una alarma

acústica, mediante un zumbador, cuando la temperatura del paciente es mayor a

38 °C (hipertermia) o cuando es menor a 35 °C (hipotermia), como también se

encienden y apagan los diodos emisores de luz (LED) respectivos.



Figura 67.Etapa microcontrolada de un termómetro clínico

5.6 TERMOMETRO CLINICO COMERCIAL

Con los avances de la microelectrónica, actualmente se construyen termómetros

clínicos de pequeño volumen y bajo peso. La figura 68 muestra un modelo

comercial.

Figura 68. Termómetro clínico (www.globalsources.com)

Las siguientes son las especificaciones técnicas:

Key Specifications/Special Features:

• Display range (Rango de medida) : 32 to 42 degrees Celsius

• Accuracy (Exactitud): 0.1 degrees Celsius

• Minimum scale (Resolución): 0.1 degrees Celsius

• Measures orally (Medición oral)

• Beeper function (Función beeper): pita cuando ha establecido la medida

• Auto shut-off : Se apaga automáticamente después de 5 minutos

• 1.5V battery (LR/SR-41) : Alimentación con batería

MICROCONTROLADORMICROCONTROLADOR

HIPERTERMIAHIPERTERMIA

HIPOTERMIAHIPOTERMIA

NORMALNORMAL

Vo4(T)Vo4(T)



• Size: (tamaño) 122 x 17 x 10mm

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6. GENERACIÓN DE POTENCIALES BIOLECTRICOS

Las señales bioeléctricas son las más estudiadas en el campo medico (ECG,

EEG, EMG) y por lo tanto es importante entender los principios básicos de cómo

se generan los potenciales bioeléctricos a nivel celular y como se manifiestan en

el exterior del cuerpo, para adquirirlos y procesarlos electrónicamente.

Estos potenciales se producen debido a la actividad electroquímica de las

células conocidas como excitables pertenecientes al tejido nervioso, muscular y

glandular.

Se considera que una célula se encuentra en reposo, cuando no se encuentra

excitada, es decir no está estimulada por ningún tipo de energía. En este caso

se genera una diferencia de potencial entre el interior y el exterior, denominada

potencial de reposo, debido a que no varía en el tiempo.

Así mismo, una célula está excitada cuando experimenta una estimulación

debido a la aplicación de una energía, que puede ser de naturaleza química,

lumínica, eléctrica, magnética, mecánica, calórica, etc. En este caso, se genera

una variación dinámica en el tiempo de la diferencia de potencial intercelular, a

la que se le denomina potencial de acción.

6.1 GENERACIÓN DEL POTENCIAL DE REPOSO

Toda célula, animal o vegetal, se caracteriza por tener una membrana

semipermeable y selectiva que demarca el límite de separación entre su

estructura interna y el medio que la rodea, siempre líquido. Tanto el interior de

la célula, como el medio ambiente que la rodea, son soluciones

electrolíticas y el sistema se caracteriza por el hecho de que en el interior

de la célula se acumula potasio, mientras en el medio externo, el ion

prevaleciente es el sodio. La figura 69 muestra la concentración de iones tanto

en el interior como en el exterior de la célula. Ambos medios se encuentran

separados por la membrana celular.



Figura 69. Concentración de iones en las células (http://butler.cc.tut.fi)

Si estas concentraciones se igualaran, la diferencia de potencial celular seria

cero y esto representaría la muerte de la célula, tal como se puede observar en

la figura 70.



Figura 70. Cero potencial de reposo (http://butler.cc.tut.fi)

Ahora bien, esta asimetría iónica da origen a un potencial bioeléctrico, el

denominado “Potencial de Membrana” o de reposo. En general, cuando dos

soluciones electrolíticas se encuentran separadas por una barrera

semipermeable (membrana, película, restricción, etc.), se establece un

potencial electroquímico, tal como se muestra en la figura 71.

Figura 71. Potencial de reposo diferente de cero (http://butler.cc.tut.fi)

La membrana celular es semipermeable, es decir, permite el flujo de algunos

iones mientras impide el paso de otros, por lo tanto se considera que es

selectiva. A continuación se indican las velocidades de los iones permeables:

• Na+: 2 E- 8 cm/s (- permeable)

• K+ : 2 E - 6 cm/s

• : 4 E - 6 cm/s (+permeable)

• Resto sustancias: 0 cm/s

En el estudio del potencial eléctrico de una célula solo se toman en cuenta los

iones con mayor permeabilidad: Na+, K+, Cl-.

Los factores que intervienen en la generación del potencial de reposo son:

• Gradientes de difusión

• El campo eléctrico opuesto a la difusión



• La membrana semipermeable.

Como [K+]i > [K+]o se presenta un gradiente de difusión, es decir una fuerza que

tiende a que la [K+]i = [K+]o y por lo tanto hace que el ion K+ tienda a

desplazarse del interior al exterior de la célula. El mismo fenómeno hará que

iones Cl- ingresen a la célula mientras que los de Na+ por su baja permeabilidad

en reposo prácticamente no se mueven.

En vista de lo anterior, el interior de la célula es mas negativo que el exterior,

estableciéndose un campo eléctrico dirigido hacia el interior que tiende a inhibir

el flujo de K+ y Cl-. Las fuerzas de difusión y eléctricas se oponen entre si

llegándose a un estado de equilibrio entre ambas.

El rango del potencial de reposo para varios tipos de células va desde -60mV a

-100 mV. Cuando una célula se encuentra en estado de reposo se dice que está

polarizada.

A continuación se muestra la ecuación de Goldman-Hodgkin-Katz que permite

calcular el potencial de reposo:

Donde:

• Vm = Potencial de reposo a través de la membrana

• R = Constante universal de los gases [8.314 J/(mol·K)]

• T = Temperatura absoluta [K]

• F = Constante de Faraday [9.649 E04 C/mol]

• ci,x = Concentración intracelular del ion x

• co,x = Concentración extracelular del ion x

• Pk, PNa, Pcl: Permeabilidades

6.2 GENERACIÓN DEL POTENCIAL DE ACCION

La membrana celular se puede excitar por corrientes iónicas que la atraviesen o

por algún tipo de energía aplicada externamente. El efecto en la membrana es el

cambio de su permeabilidad, empezando a ser más permeable al Na+. El

potencial de membrana empieza a variar, dejando de ser estático (potencial de



reposo), convirtiéndose en dinámico, generándose el potencial de acción, como

se observa en la figura 72.

Figura 72. Generación del potencial de acción

El proceso en la generación del potencial de acción es el siguiente:

1. Se aplica un estímulo a la membrana celular.

2. La membrana se hace muy permeable al Na+, presentándose una

avalancha desde el exterior al interior, intentando alcanzar el equilibrio

de concentraciones.

3. Al mismo tiempo los iones de K+ salen de la célula, a menor

velocidad. El interior llega a ser ligeramente más positivo en el interior

(+20mV).

4. La avalancha de Na+ termina cuando las concentraciones han

alcanzado el equilibrio

5. La membrana vuelve a ser impermeable al Na+ bloqueando el flujo de

este.

6. Mediante un proceso activo denominado la bomba Na-K, los iones

Na+ son expulsados rápidamente al exterior y los K+ introducidos

hasta que la membrana vuelve a su estado de reposo (-80mV).

La figura 73, muestra los canales iónicos y la bomba Na-K, descritos

anteriormente.



Figura 73. Proceso de generación del potencial de acción (http://butler.cc.tut.fi)

El proceso desde la aplicación del estímulo, cuando la célula se encuentra en

reposo (-80 mV), hasta que se llega a los +20 mV se denomina

despolarización. Y el proceso desde los +20 mV hasta llegar de nuevo a los -80

mV se denomina repolarización.

En las células nerviosas y musculares el tiempo de repolarización es muy

pequeño. En el músculo cardiaco está entre 150 y 300 ms.



El potencial de acción posee una amplitud y duración fijos, independientes de la

intensidad y duración del estímulo, siempre que este supere el umbral de

excitación, este comportamiento recibe el nombre de ley del todo o nada.

La despolarización empieza en una parte determinada de la membrana y las

corrientes iónicas que circulan al generarse un potencial de acción excitan áreas

adyacentes de la célula, propagándose la excitación (despolarización). Esta

excitación puede propagarse a otras células vecinas. La velocidad a la que se

mueve un potencial de acción se denomina velocidad de propagación. En los

nervios está en el rango de 20 a 140 m/s y en el músculo cardiaco en el rango

de 0.2 a 0.4 m/s.

Aunque la medida de un potencial de acción es posible, se trata de una medida

difícil de tomar, pues requiere la colocación de un electrodo dentro de una

célula. En diagnóstico clínico se miden y registran los efectos combinados de un

número elevado de potenciales de acción empleando electrodos superficiales o

de aguja insertados en un músculo, nervio o alguna parte del cerebro. De esta

manera, la medida de un potencial bioeléctrico cualquiera, es el resultado de la

sumatoria en el tiempo de los potenciales de acción externos de un elevado

número de células: Cardiacas (ECG), Musculares (EMG), Cerebrales (EEG), etc.



7. FUNDAMENTOS DE ELECTROCARDIOGRAFIA

En este punto, ya se tienen los conceptos básicos de cómo se generan los

potenciales de acciona nivel celular, que finalmente son los que producen las

señales bioeléctricas, entre ellas las electrocardiográficas (ECG).

Los principios de electrocardiografía que se estudian en este capitulo, muestran

como se determinan las doce señales ECG, o derivaciones (según los

cardiólogos), que son las que se adquieren, registran y analizan con

instrumentación electrónica, que son la base de los electrocardiógrafos.

7.1 ANATOMIA DEL CORAZÓN

El corazón pesa entre 7 y 15 onzas (200 a 425 gramos) y es un poco más

grande que una mano cerrada. Al final de una vida larga, el corazón de una

persona puede haber latido (es decir, haberse dilatado y contraído) más de

3.500 millones de veces. Cada día, el corazón medio late 100.000 veces,

bombeando aproximadamente 2.000 galones (7.571 litros) de sangre.

El corazón se encuentra entre los pulmones en el centro del pecho, detrás y

levemente a la izquierda del esternón. Una membrana de dos capas,

denominada «pericardio» envuelve el corazón como una bolsa. La capa externa

del pericardio rodea el nacimiento de los principales vasos sanguíneos del

corazón y está unida a la espina dorsal, al diafragma y a otras partes del cuerpo

por medio de ligamentos. La capa interna del pericardio está unida al músculo

cardíaco. Una capa de líquido separa las dos capas de la membrana,

permitiendo que el corazón se mueva al latir a la vez que permanece unido al

cuerpo.

El corazón tiene cuatro cavidades. Las cavidades superiores se denominan

aurícula izquierda y aurícula derecha y las cavidades inferiores se denominan

ventrículo izquierdo y ventrículo derecho. Una pared muscular denominada

tabique separa las aurículas izquierda y derecha y los ventrículos izquierdo y

derecho. El ventrículo izquierdo es la cavidad más grande y fuerte del corazón.



Las paredes del ventrículo izquierdo tienen un grosor de sólo media pulgada,

pero tienen la fuerza suficiente para impeler la sangre a través de la válvula

aórtica hacia el resto del cuerpo.

La figura 74, muestra la anatomía del corazón.

Figura 74. Anatomía del corazón (www.texasheartinstitute.org)

En la figura 74 puede observarse que el corazón posee cuatro válvulas

denominadas válvulas cardiacas que controlan el flujo de sangre. Las funciones

de estas son:

• La válvula tricúspide controla el flujo sanguíneo entre la aurícula

derecha y el ventrículo derecho.

• La válvula pulmonar controla el flujo sanguíneo del ventrículo derecho

a las arterias pulmonares, las cuales transportan la sangre a los pulmones

para oxigenarla.



• La válvula mitral permite que la sangre rica en oxígeno proveniente de

los pulmones pase de la aurícula izquierda al ventrículo izquierdo.

• La válvula aórtica permite que la sangre rica en oxígeno pase del

ventrículo izquierdo a la aorta, la arteria más grande del cuerpo, la cual

transporta la sangre al resto del organismo.

7.2 BIOHIDRAULICA DEL CORAZÓN

El corazón se puede comparar a una bomba hidráulica de 2 etapas colocadas

físicamente en paralelo pero con el torrente sanguíneo circulando en serie por

ambas etapas, como se muestra en la figura 75.

Figura 75. El corazón desde el punto de vista hidráulico

El corazón izquierdo está compuesto por la aurícula izquierda (AI), la válvula

mitral (VM), el ventrículo izquierdo (VI) y la válvula aórtica (VA). (F) es el flujo

total promedio de sangre (lts/min). La circulación sistémica (CS) recibe sangre

que pasa por la (VA) y que ingresa a la aurícula derecha (AD). Los tejidos (T)

intercambian sustancias con CS y el sistema linfático (SL) es el reingreso de

líquido a la circulación general a través del corazón derecho.

El corazón derecho está formado por la aurícula derecha (AD), por la válvula

tricúspide (VT), por el ventrículo derecho (VD) y por la válvula pulmonar (VP). La



circulación pulmonar (CP) se conecta con el ambiente externo (AE) recibe la

sangre que pasa VP y la devuelve a AI.

7.3 FUNCIONAMIENTO DEL SISTEMA CARDIOVASCULAR

El corazón y el aparato circulatorio componen el aparato o sistema

cardiovascular. El corazón actúa como una bomba que impulsa la sangre hacia

los órganos, tejidos y células del organismo. La sangre suministra oxígeno y

nutrientes a cada célula y recoge el dióxido de carbono y las sustancias de

desecho producidas por esas células. La sangre es transportada desde el

corazón al resto del cuerpo por medio de una red compleja de arterias, arteriolas

y capilares y regresa al corazón por las vénulas y venas. Si se unieran todos los

vasos de esta extensa red y se colocaran en línea recta, cubrirían una distancia

de más de 96.500 kilómetros, lo suficiente como para circundar la tierra más de

dos veces.

Las arterias transportan sangre rica en oxígeno del corazón y las venas

transportan sangre pobre en oxígeno al corazón.

En la circulación pulmonar, sin embargo, los papeles se invierten. La arteria

pulmonar es la que transporta sangre pobre en oxígeno a los pulmones y la vena

pulmonar la que transporta sangre rica en oxígeno al corazón.

En la figura 76, los vasos que transportan sangre rica en oxígeno aparecen en

rojo y los que transportan sangre pobre en oxígeno aparecen en azul.



Figura 76. Sistema cardiovascular (www.texasheartinstitute.org)

7.4 SISTEMA DE CONDUCCION ELECTRICO DEL CORAZON

La figura 77 muestra el sistema de conducción eléctrico del corazón.

Figura 77. Sistema de conducción eléctrico del corazón (www.texasheartinstitute.org)

Los impulsos eléctricos generados por el músculo cardíaco (el miocardio)

estimulan el latido (contracción) del corazón. Esta señal eléctrica se origina en el

nódulo sinoauricular (SA) ubicado en la parte superior de la aurícula derecha. El

nódulo SA también se denomina el «marcapasos natural» del corazón. Cuando



este marcapasos natural genera un impulso eléctrico, estimula la contracción de

las aurículas. A continuación, la señal pasa por el nódulo auriculoventricular

(AV). El nódulo AV detiene la señal un breve instante y la envía por las fibras

musculares de los ventrículos, estimulando su contracción. Aunque el nódulo SA

envía impulsos eléctricos a una velocidad determinada, la frecuencia cardiaca

podría variar según las demandas físicas o el nivel de estrés o debido a factores

hormonales.

7.5 GENERACIÓN DE LA SEÑAL ELECTROCARDIOGRAFICA

Para que el sistema cardiovascular funcione correctamente, es necesario que

las aurículas y los ventrículos funcionen sincronizados temporalmente de forma

exacta.

Cada potencial de acción en el corazón se origina en el punto denominado

marcapasos o nódulo sinoauricular (SA). Este es un grupo de células

especializadas que generan espontáneamente potenciales de acción a un ritmo

regular (70 potenciales de acción/minuto). Para iniciar el latido cardiaco, el

potencial de acción generado por el marcapasos se propaga en todas

direcciones a lo largo de las superficies de ambas aurículas.



Figura 78. Potenciales de acción cardiacos (http://butler.cc.tut.fi)

Este frente de onda de activación de potenciales de acción viaja paralelo a la

superficie de las aurículas hacia la unión de las aurículas y los ventrículos,

terminando la onda en un punto cerca del centro del corazón denominado

nódulo auricoventricular (AV) (50 potenciales de acción/minuto). En este punto,

unas fibras nerviosas especiales, o sistema de conducción especializado

compuesto por el haz de Hiz y las fibras de Purkinje actúan como retardadores

(15-30 potenciales de acción/minuto) para lograr una temporización adecuada

entre la acción de las aurículas y los ventrículos.

Una vez los potenciales de acción atraviesan esta red de retardo, se inician los

potenciales de acción en la potente musculatura de los ventrículos. El frente de

onda en los ventrículos es ahora perpendicular a su superficie y se mueve desde

el interior al exterior de la pared ventricular, terminando en la punta o ápice del

corazón, presentándose el latido cardiaco o contracción del ventrículo izquierdo,

para bombear la sangre oxigenada a toda la red arterial.

Todos los potenciales de acción presentes en la actividad del sistema eléctrico

del corazón se propagan por todo el cuerpo, ya que este se puede considerar

como un volumen conductor de la electricidad, y con electrodos colocados en la

superficie del cuerpo se pueden adquirir y registrar. La figura 79 muestra como

se genera la señal ECG a partir de los potenciales de acción cardiacos.



Figura 79. Generación de la señal ECG (http://butler.cc.tut.fi)

La señal ECG esta compuesta básicamente por la onda P, el complejo QRS y la

onda T.

La onda P representa la despolarización de la musculatura auricular. El complejo

QRS es el resultado combinado de la repolarización de las aurículas y la

despolarización de los ventrículos que se producen casi simultáneamente.

La onda T es la onda de repolarización ventricular, mientras que la onda U, si

está presente se considera que son potenciales posteriores de los músculos

ventriculares. El intervalo P-Q representa el tiempo durante el que se retrasa la

onda de excitación en las fibras cerca del nódulo AV.

La figura 80, muestra un electrocardiograma típico de un paciente sano. Para

efectuar un diagnóstico el cardiólogo mide con detalle los intervalos de tiempo,

las polaridades y las amplitudes.



Figura 80. Señal ECG de paciente sano

Se dan a continuación los valores normales de las amplitudes y tiempos del

ECG normal:

Amplitudes:

• Onda P: 0.25mV

• Onda R: 1.60mV

• Onda Q: 25% de la onda R

• Onda T: 0.1 a 0.5 mV

Duraciones:

• Intervalo P-R: 0.12 a 0.20 s

• Intervalo Q-T: 0.35 a 0.44 s

• Segmento S-T: 0.05 a 0.15 s

• Onda P: 0.11 s

• Intervalo QRS: 0.09 s

7.6 SEÑALES DE UN ELECTROCARDIOGRAMA

El electrocardiograma (ECG) es un estudio de rutina que se realiza para

observar la actividad eléctrica del corazón. El electrocardiograma puede

suministrar mucha información sobre el corazón y su funcionamiento. Con este

estudio es posible averiguar más sobre el ritmo cardíaco, el tamaño y



funcionamiento de las cavidades del corazón y el músculo cardíaco. El

electrocardiograma de una persona sana presenta un trazado particular. Cuando

se producen cambios en ese trazado, el médico puede determinar si existe un

problema. Por ejemplo, durante un ataque cardíaco, la actividad eléctrica del

corazón cambia y ese cambio se registra en el ECG. La figura 81, muestra el

momento en que se le toma un electrocardiograma a un paciente hospitalizado.

Un estudio completo de electrocardiografía contiene 12 diferentes señales

provenientes de la actividad eléctrica del corazón, como se explicó

anteriormente. A estas señales se les conoce en el campo medico como

derivaciones ECG.

Figura 81. Realización de un electrocardiograma

Las corrientes iónicas, debidas a los potenciales de acción asociados a la

actividad cardiaca, circulan por el tórax produciendo una distribución de

potenciales superficiales, que se pueden aproximar a un dipolo de corriente

situado en el hipotético centro eléctrico del corazón. La dirección y magnitud del

dipolo va cambiando a lo largo del ciclo cardiaco. Su momento dipolar constituye

el denominado vector cardiaco.



La señal obtenida al medir el ECG depende de la localización de los electrodos y

se encuentra normalizada. Cada par de electrodos o combinaciones entre ellos

se denomina derivación y el potencial obtenido entre ellos es la proyección del

vector cardiaco en la dirección que definen, tal como se puede apreciar en la

figura 82.

Existen tres clases de derivaciones: tres bipolares, tres unipolares aumentadas y

6 precordiales, para un total de doce. La figura 82, muestra las tres derivaciones

bipolares.

7.6.1 DERIVACIONES BIPOLARES

Las tres primeras derivaciones que son las denominadas estándar o bipolares

VI, VII y VIII, fueron introducidas por Einthoven (El padre de la

electrocardiografía) en 1912.

La polaridad de los electrodos se refiere a la polaridad de los terminales de

entrada del amplificador de instrumentación característicos de los

electrocardiógrafos, cuya señal de entrada es diferencial.

LALARARA

RLRL LLLL

VVII

VVIIII

VVIIIIII



Figura 82. Adquisición de las derivaciones bipolares

En electrocardiografía al brazo derecho se le identifica como RA (Right Arm), al

brazo izquierdo LA (Left Arm), a la pierna derecha RL (Rigth Leg) y a la pierna

izquierda LL (Left Leg). Sobre estas extremidades se colocan los electrodos, que

convierten potencionales iónicos (potenciales de acción) en potenciales

electrónicos, que serán amplificados por los amplificadores de instrumentación.

La pierna derecha se toma como la referencia de los biopotenciales presentes

en las otras extremidades, por ello se ve conectada a tierra.

Obsérvese de la figura 82 como se generan las tres derivaciones bipolares:

• La derivación I (Lead I): es la diferencia de potencial entre LA y RA.

Por ello LA se conecta al terminal de entrada no inversor del

amplificador de instrumentacion y RA en el inversor, obteniéndose así

una señal diferencial que será amplificada. VI = VLA - VRA

• La derivación II (Lead II): es la diferencia de potencial entre LL y RA.

Por ello LL se conecta al terminal de entrada no inversor del

amplificador de instrumentacion y RA en el inversor, obteniéndose así

una señal diferencial que será amplificada. VII = VLL - VRA

• La derivación III (Lead III): es la diferencia de potencial entre LL y LA.

Por ello LL se conecta al terminal de entrada no inversor del

amplificador de instrumentacion y LA en el inversor, obteniéndose así

una señal diferencial que será amplificada. VIII = VLL - VLA

La figura 83, muestra el famoso triangulo de Einthoven, en donde cada

derivación bipolar constituye un vector.



Figura 83. Triángulo de Einthoven (http://library.med.utah.edu/kw/ecg)

En cada una de estas derivaciones el complejo QRS de un corazón normal es

positivo. Las diferencias de potencial activas (RA, LA, LL), se miden con

respecto a la pierna derecha (RL), que se toma como potencial 0V, de referencia

y está conectada a tierra.

En cualquier caso, a partir de la relación geométrica de las derivaciones se

deduce que los potenciales medidos cumplen la siguiente ecuación:

VII = VI + VIII, por lo tanto, se pueden adquirir físicamente dos derivaciones y

reconstruir la tercera electrónicamente o con software.

De las tres derivaciones la II, produce el mayor potencial de la onda R, de

acuerdo con la ecuación anterior.

La figura 84, muestra las derivaciones bipolares de un paciente sano tomadas

con el sistema de bioinstrumentación virtual BIOPAC RESEARCH.



Figura 84. Derivaciones bipolares de paciente sano

7.6.2 DERIVACIONES UNIPOLARES AUMENTADAS

Consisten en registrar los potenciales de los electrodos activos (RA, LA, LL) con

respecto a un punto de referencia denominado terminal central de Wilson (CT).

Los tres electrodos activos se conectan al CT a través de resistencias iguales.

La diferencia de potencial del CT con respecto a RL es el promedio aritmético de

los tres potenciales activos. A estas derivaciones se les denomina como

unipolares básicas, tal como se observa en la grafica 85.

VVRR

VVLL

VVFF

RLRL

F



Figura 85. Adquisición de las derivaciones unipolares básicas

Las ecuaciones que definen las derivaciones unipolares básicas son las

siguientes:

• VCT = (VRA + VLA + VLL) / 3

• VR = VRA – VCT = (2VRA – VLA – VLL)/3 = – (VI + VII) /3

• VL = VLA – VCT = (2VLA – VRA – VLL)/3 = (VI – VIII) /3

• VF = VLL – VCT = (2VLL - VRA - VLA)/3 = (VII + VIII) /3

Las ecuaciones anteriores demuestran que las derivaciones unipolares están en

función de las bipolares, por lo tanto, adquiriendo físicamente las derivaciones

bipolares I y II, se pueden reconstruir la bipolar III y las tres unipolares.

En la práctica no se utilizan en electrocardiografía las unipolares básicas sino las

aumentadas que en amplitud son 50% mayores. Las unipolares aumentadas son

aVR, aVL, aVF.

Para las aumentadas se abre el circuito entre la extremidad que se está

midiendo y el CT, como se muestra en la figura 86.

Figura 86. Adquisición de las derivaciones unipolares aumentadas

Las señales diferenciales mostradas en la figura 86 son las que se amplifican

con amplificadores de instrumentacion.

Para cada caso, el potencial en CT, es el promedio entre dos potenciales activos

únicamente. Por ejemplo en el caso de aVR, equivaldrá a (aVL + aVF) / 2.

++ ++

++--

----



Haciendo los cálculos se obtiene:

• VR = VRA – VCT = (2VRA – VLA – VLL)/2 = – (VI + VII) /2

• VL = VLA – VCT = (2VLA – VRA – VLL)/2 = (VI – VIII) /2

• VF = VLL – VCT = (2VLL - VRA - VLA)/2 = (VII + VIII) /2

Comparando las ecuaciones de las unipolares aumentas con respecto a las

unipolares básicas, se concluye que las primeras, son mayores a las últimas en

un factor de 3/2, lo que equivale a un aumento del 50%, lo que las hace más

fáciles de amplificar y por ello son las que finalmente se emplean en

electrocardiografía.

La figura 87, muestra las derivaciones unipolares aumentadas de un paciente

sano tomadas con el sistema de bioinstrumentación virtual BIOPAC

RESEARCH.

Figura 87. Derivaciones unipolares aumentadas de un paciente sano

7.6.3 DERIVACIONES PRECORDIALES

Se obtienen colocando los electrodos en varias posiciones anatómicamente

definidas sobre la pared del pecho. El potencial entre los electrodos individuales



y el CT es el ECG para las derivaciones precordiales, tal como se aprecia en la

figura 88.

Figura 88. Adquisición de las derivaciones precordiales

La figura 89, muestra la distribución de las derivaciones ECG en los tres planos

espaciales empleados en anatomía.

VV11

VV22

VV33

VV44

VV55

VV66

CTCT



Figura 89. Distribución espacial de las derivaciones ECG

8. INSTRUMENTACION ELECTRÓNICA PARA ELECTROCARDIOGRAFIA

En este punto del estudio de las señales electrocardiográficas, ya se ha

analizado cómo las ha generado el corazón y cómo se colocan los electrodos

para ser adquiridas. Ahora, es importante conocer los circuitos electrónicos que

utilizan los electrocardiógrafos, para adquirirlas, procesarlas, registrarlas y

almacenarlas, que se fundamentan principalmente en Amplificadores de

Instrumentación (AI) con características especiales, para amplificar la señal ECG

de unos pocos mV y atenuar drásticamente los ruidos de 60 Hz (voltajes de

modo común) que enmascaran la señal.

8.1 AMPLIFICADOR ELECTROCARDIOGRAFICO DE UNA DERIVACION

Es un circuito electrónico, que permite adquirir una derivación bipolar, como se

muestra en la figura 90.

Figura 90. Amplificador ECG de una sola derivación (www.ti.com)



El circuito de la figura fue diseñado por la Texas Instruments, los fabricantes de

los amplicadores de instrumentacion INAXXX. Está propuesto para instrumentos

portátiles en donde se requiere que todos los elementos del circuito sean de bajo

consumo de energía. Una aplicación práctica del circuito se encuentra en los

equipos HOLTER ECG, que son instrumentos para monitorear el ritmo cardiaco

durante 24 o 48 horas continuas con el propósito de identificación de arritmias

cardiacas.

A continuación se presenta una explicación detallada de la función de cada uno

de los circuitos que componen todo el sistema:

• INA326: Amplificador de instrumentacion con ganancia calibrada en 5. Se

utiliza esta baja ganancia en la primera etapa, para evitar la saturación del

amplificador debida a los potenciales de semicelda que se generan en la

interfase electrodo piel, que están en el orden de las décimas de voltio y

en magnitud son mayores que las mismas señales ECG. Las resistencias

de 390 KΩ, en los terminales de entrada tienen la función de limitar

corrientes provenientes de la red eléctrica de 60 Hz, producidas por fallas

de otros equipos eléctricos con los cuales el paciente pudiera entrar en

contacto. Las dos resistencias de 40 KΩ conectadas en serie, junto con la

de 200 KΩ conectada al pin de referencia determinan la ganancia

diferencial del amplicador como lo muestra la figura 91.

Figura 91. Distribución de pines y ganancia del INA 326

El capacitor C2 elimina el ruido térmico producido por R2.



• Amplificador Operacional A1: Trabaja como un buffer análogo o

seguidor de señal. Su función es independizar los circuitos de entrada del

INA326 del circuito de pierna derecha basado en el amplificador

operacional A2.

• Amplificador Operacional A2: Es un amplificador inversor. Tiene

básicamente dos funciones. La primera, aislar eléctricamente la pierna

derecha (RL) de la tierra electrónica, para evitar que descargas

provenientes de la red eléctrica, que se encuentra aterrizada, circulen a

través del cuerpo del paciente, pudiendo causarle fibrilación ventricular,

ya que tan solo una corriente de 60 µA de 60 Hz, que pase a través del

miocardio la puede producir. La segunda función, es realimentar la pierna

derecha con el ruido inducido por la red eléctrica de 60 Hz, en las

extremidades activas, con el propósito de atenuar drásticamente esta

diferencia de potencial entre RA y RL, LA y RL, LL y RL, de tal manera

que el voltaje en modo común a la entrada del amplificador de

instrumentacion sea mínimo y la relación señal/ruido a la salida de este

sea el máximo posible.

• Amplificador Operacional A3: Cumple también dos funciones. La

primera servir como amplificador inversor con ganancia 200.

Tradicionalmente, la ganancia total de un amplificador ECG debe ser de

1000, por ello, la ganancia del INA326 multiplicada por la del amplificador

operacional A3, cumple con esta condición. Es inversor, ya que aunque

se esta adquiriendo la derivación I, la conexión de los electrodos a los

terminales del amplificador de instrumentacion se encuentra invertida. La

segunda función, es la de servir como filtro pasabajas, con atenuación de

20 dB/década y frecuencia de corte de 106,1 Hz.

• Amplificador Operacional A4: Es un circuito integrador, que trabaja

como filtro pasaaltas con atenuación de 20 dB/década y frecuencia de

corte de 0,05 Hz.

• REF3125 Y A5: Entregan un voltaje de referencia de precisión de 2.5 V,

para los amplificadores y el convertidor análogo digital.



• ADS8321: Convertidor Análogo/Digital tecnología SAR de 16 bits y 100

Kmuestras/segundo. Este circuito entrega la señal ECG debidamente

digitalizada para conectársela a un pin de entrada de un microprocesador,

microcontrolador o un procesador digital de señales (DSP), para

almacenarse, procesarse y obtener información de la señal.

8.2 AMPLIFICADOR ELECTROCARDIOGRAFICO DE TRES DERIVACIONES

La figura 92, muestra los circuitos electrónicos para adquirir las tres derivaciones

bipolares.

Figura 92. Amplificador ECG de tres derivaciones bipolares (www.analog.com)

A continuación se presenta una explicación detallada de la función de cada uno

de los circuitos que componen todo el sistema:

• Circuito Protección de Paciente: Consiste en resistencias que oscilan

entre los 100 y 400 KΩ, conectadas entre los electrodos y los terminales

CT

DD

VIII

VII

VI



de entrada de los amplificadores para limitar corrientes de descarga

eléctrica de 60 Hz, como se explicó anteriormente.

• Circuito de Aislamiento: Son básicamente amplificadores de

aislamiento, como el ISO122 de la Texas Instruments, mostrado en la

figura 93. Estos amplificadores son de ganancia uno, pero tienen aislada

eléctricamente los circuitos de entrada y de salida, por lo tanto brindan

seguridad al paciente, ya que no permiten circulación de corrientes de

fallo provenientes del equipo electrónico hacia el paciente.

Figura 93. Amplificador de aislamiento ISO122 (www.ti.com)

• Amplificadores Buffer: Amplificadores seguidores de señal (A,B,C) con

ganancia uno para independizar los terminales de entrada de los

amplificadores de instrumentacion de los de salida de los amplificadores

de aislamiento.



• Circuito Estrella: Compuesto por tres resistencias de 100 KΩ, cuyo

punto común es el terminal central de Wilson (CT). La tensión en este

punto con respecto a tierra es la señal de entrada del circuito de pierna

derecha RL.

• Circuito de Pierna Derecha: Basado en el amplificador operacional D,

cuya función ya fue explicada en el numeral anterior.

• Amplificadores de Instrumentación: (IN-AMP#1, 2, 3), amplifican las

derivaciones I, II y III respectivamente, con ganancias que pueden oscilar

entre 5 y 50.

• Filtros Pasaaltas: Con frecuencias de corte de 0,03 Hz a 0,5 Hz, de

acuerdo a la aplicación. Por ejemplo para estudios completos de ECG, se

utiliza 0,05 Hz y para solo monitoreo de la señal ECG y medición de ritmo

cardiaco se emplea 0,5 Hz.

• Filtros Pasabajas: Conectados a la salida de los pasaaltas. Para

estudios completos de ECG, se utiliza 100 Hz y para solo monitoreo de la

señal ECG y medición de ritmo cardiaco se emplea 40 Hz.

8.3 AMPLIFICADOR ELECTROCARDIOGRAFICO DE SIETE DERIVACIONES

La figura 94, muestra el circuito electrónico para adquirir directamente las tres

derivaciones bipolares, las tres unipolares aumentadas y una precordial.



Figura 94. Amplificador ECG de siete derivaciones

El propósito de las resistencias de las entradas, los amplificadores buffer y el

circuito de pierna derecha ya fueron explicados anteriormente. A continuación se

presenta una explicación detallada de la función de los circuitos que componen

todo el sistema:

• Red de Wilson: Cumple dos funciones. La primera es generar la tensión

del terminal central de Wilson, por medio de las tres resistencias

conectadas en estrella desde las extremidades activas (RA, LA, LL), para

excitar el circuito de pierna derecha y el amplificador de la derivación

precordial. La segunda es generar las tensiones promedio para las

derivaciones unipolares aumentadas, que alimentaran los terminales

inversores de los amplificadores de instrumentación.

• Amplificadores Diferenciales: Amplifican las señales diferenciales de

cada una de las siete derivaciones propuesta. Pueden reemplazarse

también por amplificadores de instrumentacion convencionales.

8.4 AMPLIFICADOR ELECTROCARDIOGRAFICO DE DOCE DERIVACIONES

La figura 95 presenta el diagrama de bloques del procesamiento análogo y

adquisición digital un electrocardiógrafo digital de última generación. Los bloques

marcados en amarillo ya fueron analizados en los numerales inmediatamente

anteriores. Las funciones de los demás bloques funcionales son las siguientes:

QRS

Detector

QRS

Detector

QRS

Detector

QRS

Detector

CTCT



Figura 95. Etapa análoga y adquisición digital de un electrocardiógrafo

• 12 60 Hz Notch Filtres: Consiste en 12 filtros analogos rechaza banda de

banda angosta con frecuencia de resonancia de 60 Hz y factor de calidad

(Q) igual a 15. Su función es eliminar el ruido inducido en los electrodos

por la red eléctrica de potencia. Un filtro por cada derivación.

• Program Gain Amplifiers: Consiste en 12 amplificadores de ganancia

programable, controlados digitalmente desde el microprocesador, para

ajustar automáticamente la ganancia por cada derivación.

• Analog Multiplexer: Multiplexor analogo de 12 entradas. Su función es

tomar muestras de cada derivación para ser digitalizada. La frecuencia de

muestreo debe ser mayor a 200 muestras/segundo, para cumplir con la

condición de la frecuencia de muestreo mínima de Nyquist y poder

reconstruir fielmente las señales.

• Sample/Hold: Consiste en un circuito que toma la muestra entregada por

el multiplexor y la mantiene el suficiente tiempo a la entrada del

convertidor Análogo/Digital para que este efectúe su función.

• 12 bit A/D Convertidor: Convertidor Análogo/Digital de 12 bits con salida

serial. Su función es convertir cada muestra de las derivaciones en código

digital, para entregarlo a la Unidad Central de Proceso.

• Opto or Data Coupler: Circuito de aislamiento alvánico (eléctrico) entre

la instrumentacion electrónica conectada al paciente y el sistema que

efectuara el procesamiento digital de las señales adquiridas, con el

propósito de brindar seguridad electromédica.

Las funciones de Simple (Muestreo), Hold (Retención) y conversión A/D, se

encuentran disponibles en un solo circuito integrado, tal como el DSP101 de la

Texas Instruments.



La figura 96, muestra la etapa de procesamiento digital de las señales ECG y su

etapa de presentación de la información a partir de que las señales se han

digitalizado.

Figura 96. Etapa de procesamiento digital de un electrocardiógrafo

Una vez se han adquirido las derivaciones ECG y se han logrado digitalizar,

estas se introducen a un Procesador Digital de Señales (DSP), un

microprocesador, un microcontrolador o un computador. A partir del software, se

aplican entonces filtros digitales (FIR o IIR), para eliminar el ruido de 60 Hz, y el



ruido producido por los músculos al moverse el paciente, como también, se

puede calcular el ritmo cardiaco. Incluso se puede implementar un algoritmo de

medición e interpretación automática del ECG, que reemplace el estudio que

manualmente hacen los cardiólogos. Las señales una vez se han procesado

digitalmente se convierten ahora a formato análogo a través de convertidores

D/A, para imprimirlas en una impresora de papel térmico o presentarlas en un

display digital LCD.

8.5 ESPECIFICACIONES TECNICAS DE UN ELECTROCARDIOGRAFO

La figura 97, muestra a un electrocardiógrafo digital de ultima generación.

Figura 97. Electrocardiógrafo comercial (http://www.stelectromedicina.es)

Las especificaciones técnicas y su respectiva interpretación son las siguientes:

• 12 derivaciones Estándar: DI, DII, DIII, aVR, aVL, aVF, V1, V2, V3, V4, V5, V6

• Rechazo de modo común: > 90 dB. Se refiere a que la relación entre la

ganancia diferencial (amplificación de señales ECG) y la ganancia en modo

común (amplificación de ruido 60 Hz), multiplicado por 20 de los canales de

electrocardiografía. CMRR = 20 log (Gd/Gmc) (dB).

• Respuesta en frecuencia: 0,05 - 150 Hz (-3dB) sin filtros. Ancho de banda

normalizado para estudios completos de ECG.

• Filtros digitales: Para eliminar interferencias de la red, muscular y anti-

desplazamiento



• Protección contra desfibrilación Interna: En caso de que el paciente entre

en paro cardiaco, se le puede aplicar el desfibrilador sin tener que desconectarle

los electrodos del equipo.

• Programa de interpretación: Programa de interpretación HES (ECG 531i),

desarrollado en Medizinische Hochschule Hannover (Alemania), para

diagnostico automatizado.

• Sensibilidad del registro: 2,5 - 5 - 10 - 20 mm/mV ± 5% . Indica que se

pueden seleccionar 4 tipos diferentes de sensibilidad del instrumento. Por

ejemplo 10 mm/mV, indica que 1 mV de la señal de entrada equivale a 10 mm

en el papel milimetrado donde se imprimen las derivaciones. La menor

sensibilidad es para pacientes con señales ECG de gran amplitud y la mayor es

para pacientes con bajas amplitudes de las señales.

• Sistema de impresión: Impresora térmica de 8 puntos/mm de resolución.

• Canales de impresión: 1 ó 3. Cuando se selecciona un canal de impresión,

las doce derivaciones se imprimen una detrás de otra. Cuando se seleccionan 3

canales de impresión, la tira de papel se divide en tres zonas y en cada una se

imprimen cuatro derivaciones.

• Velocidad del papel: 25 - 50 mm/s ± 5%. Se utiliza la mayor velocidad cuando

el paciente presenta taquicardias, es decir que el ritmo cardiaco es muy alto y

por lo tanto los complejos QRS se presentan muy rápido y por lo tanto al

imprimir a alta velocidad los complejos quedan más espaciados en el papel.

• Papel: termosensible en rollo de ancho 60 mm y plegado en Z: 75x60 mm.

• Seguridad: Clase II, tipo CF (según EN 60601-1). Se refiere a la normatividad

que el equipo electromédico debe cumplir según la Comisión Electrotécnica

Internacional (IEC) para garantizar la seguridad eléctrica del paciente y del

operador del equipo.

• Conformidad: con normas EN 60601-1; EN 60601-1-2; EN 60601-2-25; EN

60601-3-2. Indica que el equipo cumple con la regulación impuesta en la

fabricación del equipo por las normas internacionales.

• Alimentación: Red y batería interna;100 mA (117 Vac)/50mA (230 Vac)

• Autonomía: de la batería interna, 3 horas (1 canal)



• Peso: 1 Kg.

• Dimensiones :250 x 50 x 170 mm (LargoxAltoxAncho)

9. MEDICION DEL RITMO CARDIACO

El ritmo cardiaco es la medida de la frecuencia cardiaca, es decir, del número de

veces que el corazón late por minuto. Cuando el corazón impulsa la sangre a

través de las arterias, éstas se expanden y se contraen con el flujo de la sangre.

El pulso normal de los adultos sanos oscila entre 60 y 100 latidos por minuto. El

pulso podría fluctuar y aumentar con el ejercicio, las enfermedades, las lesiones

y las emociones. Las niñas a partir de los 12 años y las mujeres en general

suelen tener el pulso más rápido que los niños y los hombres. Los deportistas,

como los corredores, que hacen mucho ejercicio cardiovascular, pueden tener

ritmos cardiacos de hasta 40 latidos por minuto sin tener ningún problema. El

ritmo cardiaco es uno de los signos vitales más importantes del cuerpo humano,

de ahí la importancia de medirlo electrónicamente con la mayor exactitud.

9.1 TECNICAS DE MEDICION

El corazón es un músculo que siempre está en movimiento, primero se dilata

entrando sangre al corazón, a esta fase se le denomina diástole. Luego se

contrae enviando sangre a todo el cuerpo, denominándose a esta fase sístole.

La circulación sanguínea está acompañada de otros fenómenos fisiológicos de

los cuales se puede obtener el ritmo cardiaco:

• Fonocardiografía: El corazón en su funcionamiento produce sonidos.

Captando los sonidos al latir se puede medir el ritmo cardiaco.

• Termometría: Variaciones de Temperatura por la dilatación de los vasos

sanguíneos. Cuando el corazón bombea sangre se dilatan todos los

vasos sanguíneos. Esto provoca pequeñas variaciones de temperatura



en la superficie de la piel. Detectando estos ∆T se puede detectar el ritmo

cardiaco.

• Pletismografía: Incluye aquellas técnicas que miden cambios de

volumen como consecuencia de variaciones del flujo sanguíneo. No son

métodos específicos de un solo vaso arterial sino que miden cambios de

volumen en un segmento de la extremidad, cuando el corazón late, se

aumenta el volumen periférico de un dedo. Detectando estos cambios de

volumen se puede medir el ritmo cardiaco.

• Fotopletismografía: Detecta el flujo de sangre cutáneo y traduce sus

pulsaciones. Consiste en la emisión de luz infrarroja desde un diodo

emisor y un fotodetector adyacente que recibe la luz infrarroja reflejada. A

medida que aumenta el flujo de sangre cutáneo aumenta la cantidad de

luz reflejada. De esta manera se obtiene una medida cualitativa del flujo

sanguíneo cutáneo y se puede medir el ritmo cardiaco.

• Electrocardiografía: Cuando se presenta un latido cardiaco, la señal ecg

esta generando el complejo QRS. Contando cuantos complejos QRS se

presentan en un minuto se obtiene el ritmo cardiaco (pulsaciones por

minuto)

9.2 DISEÑO DE UN CARDIOTACOMETRO

El instrumento empleado para medir el ritmo cardiaco (pulso), recibe el nombre

de cardiotacómetro, debido a que mide pulsaciones por minuto (ppm),

asociándolo con el tacómetro convencional que mide revoluciones por minuto

(rpm).

La figura 98, muestra el diagrama de bloques de un cardiotacometro

promediador, es decir, que mide las pulsaciones durante un minuto, tomando la

información de la señal ECG, por lo general la derivación DII.

INA 114

G=10

INA 114

G=10

AMPLIFICADOR NO INVERSOR

G=100

AMPLIFICADOR NO INVERSOR

G=100

FILTRO PASABANDA

BANDA ANGOSTA

FILTRO PASABANDA

BANDA ANGOSTA

CIRCUITO DETECTOR DE

UMBRAL (LM311)

CIRCUITO DETECTOR DE

UMBRAL (LM311)

MONOASTABLE

LM 555

MONOASTABLE

LM 555



DIIDIIV1(t) V2(t)

V3(t)V4(t)



Figura 98. Cardiotacometro ECG

A continuacion se explica detalladamente la funcion de cada bloque:

• INA114: Amplificador de instrumentacion con ganancia 10, para evitar la

saturación del mismo debido a los potenciales de semicelda de los

electrodos.

• Amplificador: No Inversor, con ganancia 100, para completar una

ganancia de amplificación de la señal ECG de 1000.

La señal a la salida del amplificador V1(t), adquirida con el sistema

BIOPAC es la mostrada por la figura 99.

Figura 99. Señal a la salida del amplificador no inversor

• Filtro: Pasabanda de banda angosta, con frecuencia de resonancia de 17

Hz y factor de calidad de 3.3. La figura 100 muestra el circuito y la figura

101 muestra la señal a la salida de este filtro V2(t). Obsérvese como el

filtro elimina las ondas P y T de la señal ECG y deja solo el complejo

QRS, el cual es quien genera el latido.

V1(t) V2(t)



Figura 100. Circuito filtro pasabanda de banda angosta

Figura 101. Señal a la salida del filtro pasabanda de banda angosta

• Detector de Umbral: Circuito basado en el comparador LM311, con

histéresis, tal como se muestra en la figura 102. A la salida del

comparador se presenta un pulso cada vez que sobrepasa el voltaje

umbral. Cada QRS puede generar más de un pulso.

Figura 102. Detector de umbral

V3(t)

V2(t)



• Monoestable: Basado en el CI 74121, tal como se muestra en la figura

103. El monoestable hace que por cada latido se obtenga un solo pulso.

La duración del pulso monoestable se calibra en 250 ms, ya que después

de producirse un QRS pasa cierto tiempo en el cual es imposible que se

produzca otro.

Figura 103. Monoastable

La figura 104, muestra la correlación entre las señales V1(t) y V4(t), que

consisten en la señal ECG amplificada y los pulsos digitales a la entrada del

microcontrolador respectivamente.

V3(t)

V4(t)



Figura 104. Correlación entre la señal ECG y la señal de pulsos

• Circuito microcontrolado: Consiste en un microcontrolador que contiene

convertidores A/D, y que se programa para contar los pulsos de entrada

durante un minuto. Si las pulsaciones por minuto son mayores a 100, se

enciende un led rojo marcado “taquicardia” y se activa un zumbador. Si

las pulsaciones son menores a 60 se enciende un led amarillo rotulado

“bradicardia” y se activa el zumbador. Si las pulsaciones son mayores a

60 y menores a 100, se enciende el led verde rotulado “normal”. La figura

105 muestra el circuito microcontrolado. Las lecturas y su diagnostico se

muestran en el display LCD.

Figura 105. Circuito microcontrolado del cardiotacometro ECG

MICROCONTROLADORMICROCONTROLADOR

TAQUICARDIA > 100 ppmTAQUICARDIA > 100 ppm

BRADICARDIA < 60 ppmBRADICARDIA < 60 ppm

61<NORMAL<99 ppm61<NORMAL<99 ppm

V4(t)



UNIDAD 2. INSTRUMENTACION TERAPEUTICA JUSTIFICACION:

Los equipos terapéuticos aplican diferentes tipos de energía al cuerpo (eléctrica,

magnética, electromagnética, mecánica de vibraciones, ultrasonido, fotónica,

etc) buscando un efecto curativo. Un ejemplo de ellos son los

electroestimuladores, electrobisturís, equipos de magnetoterapia,

desfibriladores, marcapasos, equipos de litotricia, equipos de hemodiálisis, etc.

En vista de lo anterior el ingeniero electrónico debe estar en capacidad de:

• Entender el funcionamiento de tales equipos, para poder diseñarlos y

calibrarlos, como también hacerles mantenimiento preventivo, correctivo

y predictivo.

• Diseñar y construir cualquier otro equipo terapéutico que le permita al

medico e investigador biomédico desarrollar nuevos tratamientos para

lograr el avance de la ciencia medica y por lo tanto el mejoramiento de la

salud humana.

OBJETIVO GENERAL:

Aprender las técnicas de ingeniería para el diseño de sistemas y/o equipos de

instrumentación terapéutica que permitan mediante su aplicación al cuerpo

humano el mejoramiento de la salud del paciente.


• Diseñar equipos de electroterapia.

• Diseñar electrobisturís.

BIBLIOGRAFIA:



• Medical Instrumentation. Applications and Desing. Jhon G Webster.

• Introduction to Biomedical Engineering. Jhon D Enderle


• Bioingenieria Tomo IV.Mauricio Wilches.

• Electroterapia en Fisioterapia.

• Manuales de equipos terapéuticos

10. EQUIPOS DE ELECTROTERAPIA

10.1 COMPORTAMIENTO ELECTRICO DEL CUERPO

La Electroterapia, por definición, consiste en la aplicación de energía eléctrica al

organismo, con el fin de producir sobre los tejidos enfermos reacciones

biológicas y fisiológicas que finalmente los curen.

La figura 106, muestra a un fisioterapeuta aplicando un equipo de electroterapia

a una paciente.

Figura 106. Aplicación de electroterapia (http://www.efmedica.com)

Desde el punto de vista eléctrico, el cuerpo humano se considera un conductor

de segundo orden, ya que el transporte de la carga eléctrica lo efectúan los

iones contenidos en las disoluciones y dispersiones coloidales. La mayor o

menor conductividad de los tejidos depende de la cantidad de agua en ellos,



que actúa como disolvente y sus solutos. El agua pura de por si no es buena

conductora de la electricidad, pero si se le disuelven solutos, mejora

notablemente su conductividad.

Los tejidos se clasifican en:

• Tejidos poco conductores: hueso, grasa, piel callosa, pelo, uñas.

• Tejidos medianamente conductores: piel, tendones, cartílagos.

• Tejidos relativamente buenos conductores: sangre, linfa, líquidos intra y

extracelulares, tejido muscular, vísceras, hormonas, tejido conjuntivo,

tejido nervioso.

• Tejidos generadores de electricidad: nódulo sinoauricular (marcapasos)

La energía eléctrica se transmite por el cuerpo en forma de electrones asociados

a iones que se desplazan por diferencias de potencial aplicadas por los

electrodos conectados al equipo de electroterapia y por las cargas eléctricas

internas.

Dentro del cuerpo se desplazan sustancias y elementos químicos que tienen

carga eléctrica presentes en los tejidos, los cuales funcionan bien dependiendo

de:

• Las distintas concentraciones y proporciones de cada una,

• De su facilidad para desplazarse,

• De su capacidad para producir reacciones bioquímicas, que

desencadenan el trabajo encomendado a cada tejido.

Al aplicar una diferencia de potencial externa mediante los electrodos, los iones

positivos se concentraran en la vecindad del electrodo negativo y los iones

negativos buscaran al positivo, rompiéndose las proporciones y composición de

las disoluciones.

10.2 CORRIENTES ELECTROTERAPEUTICAS

Las corrientes electroterapéuticas se clasifican según:

• Los efectos sobre el cuerpo:

- Electroquímicos

- Motores sobre nervio y músculo

- Sensitivos sobre nervio y músculo



- Aporte energético para mejora de metabolismo

• Los modos de aplicación:

- Pulsos aislados

- Trenes o ráfagas

- Aplicación mantenida o frecuencia fija

- Corrientes moduladas

• La frecuencia:

- Baja: 0 a 1000 Hz

- Media: 1.000 a 500.000 Hz

- Alta: mayores a 500.000 Hz

• Las formas de onda:

- Galvánica o DC: La galvánica tiene polaridad, es única en su grupo y

se destina a provocar cambios electroquímicos en el organismo.

(Véase la figura 107)

Figura 107. Corrientes Galvánicas

- Galvánicas Interrumpidas: Todas aquellas que están conformadas

por pulsos positivos o negativos, pero todos en el mismo sentido,

luego, poseen polaridad. Los pulsos pueden ser de diferentes formas y

frecuencias, así como agrupados en trenes, impulsos aislados,

modulados o frecuencia fija. Son las más características de la baja

frecuencia. (Véase la figura 108)

Figura 108. Corrientes Galvánicas Interrumpidas



- Alternas: Reciben el nombre de alternas porque su característica

fundamental se manifiesta en el constante cambio de polaridad, en

consecuencia, no poseen polaridad. La forma más característica es la

sinusoidal perfecta de mayor o menor frecuencia, empleada en media

y alta frecuencia. Existen otras corrientes cuya forma no es la típica

sinusoidal, sino que pueden dibujarse como cuadrangulares,

triangulares, etcétera, pero que, aunque siguen manteniendo la

alternancia en la polaridad, realmente se les denomina como

bifásicas. (Véase la figura 109)

Figura 109. Corrientes Alternas o Bifásicas

- Alternas Interrumpidas: En este grupo entran un gran conjunto de

corrientes no bien definidas y difíciles de clasificar, pero que

normalmente consisten en aplicar interrupciones en una alterna para

formar pequeñas ráfagas o paquetes denominados pulsos. Es muy



frecuente encontrar estos pequeños paquetes de alterna en

magnetoterapia, alta frecuencia, pulsos de láser, equipos de media

frecuencia. (Véase la figura 110)

Figura 110. Corrientes Alternas Interrumpidas

- Moduladas: Las moduladas son corrientes que están sufriendo

cambios constantes durante toda la sesión. Pueden pertenecer al

grupo de las interrumpidas galvánicas o al de las alternas. Las

modulaciones más habituales son las de amplitud, modulaciones en

frecuencia y modulaciones en anchura de pulso (Véase las figuras 111

a y b)

Figura 111(a). Corriente Modulada en Frecuencia

Figura 111(b). Corriente Modulada en Amplitud

10.3 CONDICIONES DE DISEÑO PARA LOS EQUIPOS DE

ELECTROTERAPIA

Los equipos de última generación en electroterapia cumplen las siguientes

condiciones:

• Generación de ondas: basada en electrónica programada (software) con

base en microcontroladores, no en electrónica cableada (hardware). El



microcontrolador controla la forma de la onda, los tiempos de encendido y

apagado, los modos de aplicación (pulsos, trenes, mantenida).

• No se usan transformadores para elevar la tensión de aplicación de los

pulsos al paciente, ya que estos los deforman debido a la oposición de las

bobinas al cambio brusco de corriente, cuando se pasa del estado ON al

OFF.

• El equipo debe estar en capacidad de entregar picos de corriente de 80

mA, y picos de tensión hasta de 180V, sobre una impedancia de paciente

equivalente a 500 Ω.

La figura 112, muestra la concepción de diseño de un equipo de electroterapia

de baja frecuencia (menor a 1000 Hz).

Figura 112. Equipo electroterapéutico de baja frecuencia

En el panel frontal del equipo se observan los siguientes conectores:

• Interruptor de encendido / apagado.

• Conector para cargador de batería (pues la tendencia es evitar las

conexiones a la red eléctrica, pero requiere buenas baterías).

• Conector para terapias combinadas con equipos de ultrasonidos.



• Conector RS232 para almacenar datos en un computador para manejar el

equipo o modificar los programas.

• Conector para salida de la corriente galvánica (dadas sus características

diferenciadas).

• Conector para salida de baja frecuencia.

• Conector para pulsador de aplicación intencionada.

En cuanto el modo de aplicación el equipo presenta las siguientes opciones,

como se muestra en la figura 113:

• Impulsos aislados

• Trenes de impulsos

• Corrientes de aplicación fija

Figura 113. Modos de aplicación de la corrientes

El equipo ofrece dos tipos de formas de corriente. La forma uno se basa en

pulsos rectangulares, tal como se muestra en la figura 114:

• Cuadrangular monofásica

• Cuadrangular bifásica consecutiva

• Cuadrangular bifásica desfasada

Figura 114. Formas de aplicación de las corrientes. Pulsos

La forma de corriente dos se muestra en la figura 115:

• Triangular monofásica

• Triangular bifásica desfasada

• Diadinámicas



Figura 115. Formas de aplicación de las corrientes. Triangulares/Diadinamicas

10.4 EQUIPOS TENS Y TEMS

El mercado ofrece a los fisioterapeutas una infinidad de equipos diferentes que

cubren todas las necesidades de aplicación terapéutica de estos profesionales.

Sin embargo, los equipos más populares en electroterapia son los TENS y los

EMS.

El TENS (Estimulación Nerviosa Eléctrica Transcutánea) es un pequeño aparato

generador de pulsos eléctricos destinado a conseguir analgesia (eliminación del

dolor). Se diseña para actuar sobre los nervios sensitivos.

El TEMS (Estimulación Motora Eléctrica Transcutánea) es otro pequeño aparato

destinado al trabajo muscular en conjuntos neuromúsculo normal.

La figura 116, muestra los paneles frontales de un TENS y TEMS comerciales.



Figura 116. Panel frontal de un TENS y un TEMS

A continuación se presentan las diferencias entre un equipo TENS y un TEMS:

TENS TEMS

Destinado a analgesia. Destinado a trabajo muscular.

Suelen tener 2 salidas. Suelen tener 2 salidas.

Intensidad hasta 50 mA. Intensidad hasta 80 ó 100 mA.

Modos de trabajo en burst, FF frecuencia fija y modulaciones.

Modos de trabajo en trenes (algunos ofrecen la posibilidad de frecuencia fija FF).

Frecuencia regulable entre 1 a 200 Hz. Frecuencia regulable entre 10 a 100 Hz (algunos ofrecen frecuencia por debajo de 10 Hz).

El tiempo de sesión tiende a ser relativamente largo (15, 20, 30 minutos).

El tiempo de sesión tiende a ser más corto que en el TENS (10, 15, 20 minutos).

En modulaciones pueden modularse la anchura de pulso PWM, modulaciones en amplitud AM, y modulaciones de frecuencia FM.

No tiene modulaciones.

En las modulaciones de frecuencia, se tiene la opción de ajustar sus límites con FRECUENCIA MENOR y FRECUENCIA MAYOR.

No ofrecen trenes Los trenes son regulables entre 1 y 20 segundos. Las pausas entre trenes son regulables desde 1 a 60 segundos.

La RAMPA de subida del tren debe



regularse para que se establezca más o menos bruscamente. Unos ajustan el tiempo de subida y otros un porcentaje del tiempo ocupado por el tren.

Los BURST son pequeñas ráfagas, 2 por segundo, que pueden utilizarse para vibración muscular.

Es muy interesante que los TEMS posean frecuencia fija muy baja (entre 1 y 10 Hz) para aplicar vibraciones musculares.

Suelen alimentarse con una pila de 9 Volt.

Suelen alimentarse con una o dos pilas de 9 Volt.

Algunos ofrecen la opción de que los trenes surjan simultáneamente por ambas salidas o que se alternen para trabajar los antagonistas cuando los agonistas se relajan.

Trabajan en voltaje constante (VC). Trabajan en voltaje constante (VC).

Las formas de pulso pretenden ser monofásicas cuadrangulares.

Las formas de pulso pretenden ser monofásicas cuadrangulares. Algunos poseen ondas cuadrangulares bifásicas digitales. En general los EMS cuidan más las ondas de salida.

Los electrodos suelen ser pequeños e iguales.

Es importante que el tamaño de electrodos sea variado para combinarlos y adaptarlos a los diferentes músculos y métodos de estimulación.

Los TENS suelen ser más baratos. Los EMS suelen ser bastante más costosos.

Con el TENS no de debe superar las respuestas motoras salvo cuando se genere alternancia en el trabajo muscular.

Con el EMS se supera el umbral motor para tonificar y potenciar musculatura, excepto cuando se aplique frecuencia fija, que solamente debe quedarse en estímulo sensitivo.

El TENS se destina al estímulo de fibras nerviosas sensitivas.

El EMS se destina al estímulo de fibras nerviosas motoras.

Tiempo de pulso regulable entre 0,05 a Tiempo de pulso regulable entre 0,1 a



0,3 ms (pasando por toda la gama). 0,75 ms (dos o tres opciones).

10.5 DISEÑO DE UN EQUIPO DE ELECTROTERAPIA MICROCONTROLADO

La figura 117, muestra el diagrama de bloques de un equipo de electroterapia,

basado en microcontrolador, que puede funcionar como TENS y TEMS de

acuerdo a la manera como lo programe y aplique el usuario.

Figura 117. Diagrama de bloques de un electroestimulador

A continuación se describirá la función de cada bloque:

+5V+5V

+12 V+12 V

+170 V+170 V

Control de Intensidad

OptoacopladorVG 1-3

Preamplificadorde Corriente

VG 2-4

VG 1-3

VG 2-4

Puente H

µC

VG 1-3

VG 2-4

+ -VoVo

120 V120 V60 60 HzHz

S1

S2

S4

S3



• Fuente de alimentación: Entrega +5V para el microcontrolador, +12V a los

circuitos intermedios y +170V para el amplificador de salida.

• Microcontrolador: Circuito encargado mediante programación de generar

las formas de onda requerida. Tiene dos pines de salida donde genera las

tensiones VB1-2 y VB2-3 que controlaran los terminales de puerta de los

transistores MOSFET 1-2 y 2-3, respectivamente. Las ondas de salida

dependen de las teclas de membrana que se pulsen en el panel frontal

del equipo y que se encuentran conectadas a los pines de un puerto

configuradas como entradas y la tensión de alimentación de +5V.

• Optoacoplador: Separa eléctricamente al microcontrolador del resto del

circuito, para protegerlo de posibles cortocircuitos. Se puede utilizar el

circuito integrado 4N26. La figura 118, muestra la configuración interna de

este circuito integrado, como también el tipo de encapsulado de 6 pines.

Figura 118. Circuito integrado 4N26

• Preamplificador de corriente: Por lo general es un circuito Par Darlinton de

alta ganancia de corriente que se encarga de entregar la corriente

necesaria a los terminales de entrada del circuito de salida, sin cargar la

salida del optoacoplador. La figura 118, presenta a la estructura circuital

de un par Darlinton.

+Vcc = 12V

IB1

IE1

IC1

IB2

IC2

β1

β2

2N2222

D325IE2



Figura 119. Par Darlinton

El par Darlinton, es un circuito amplificador de corriente con ganancia de

tensión aproximadamente igual a uno. La corriente de salida IE2 es igual

al producto de las dos ganancias de corriente de los dos transistores (β1 x

β2) multiplicado por la corriente de base del primer transistor IB1.

• Puente H: Circuito de salida, basado en cuatro transistores MOSFET,

conectados en puente, tal como lo muestra la figura 120, en donde los

transistores son MOSFET de enriquecimiento, canal P para 1 y 4 y canal

N para 2 y 3. Los transistores se activan al mismo tiempo por parejas, 1/3

o 2/4, de acuerdo con las tensiones aplicadas a los terminales de entrada

(puertas o Gate) para lograr una determinada onda a la salida.

Figura 120. Puente H de circuito integrado

Para obtener pulsos aislados positivos en la carga (resistencia del paciente)

conectada entre los drenadores D1/D2 y D3/D4, el microcontrolador genera la

tensión VG1-3 de pulsos con las condiciones de tiempos TON (desde 0,005 ms a



1 s) y TOFF (desde 1 a 5 s) determinadas para aplicaciones TENS o TEMS,

mientras que la tensión VG2-4 será cero todo el tiempo, tal como se muestra en

la figura 121.

Para obtener pulsos aislados negativos en la carga, el microcontrolador genera

la tensión VG2-4 de pulsos con las condiciones de tiempos ON y OFF

determinadas para aplicaciones TENS o TEMS, mientras que la tensión VG1-3

será cero todo el tiempo, tal como se muestra en la figura 122.

Figura 121. Generación de pulsos aislados positivos

t

5V

VG1-3

TOFFTON

t

VG2-4

0V

170V

V0

TOFFTON

t

t

VG1-3

t

VG2-4

V0

5V

TOFFTON

0V



Figura 122. Generación de pulsos aislados negativos

Para generar pulsos monofásicos mantenidos ya sean positivos o negativos se

disminuye el TOFF (desde 5 a 20 ms) a valores similares a los de TON (0,1 a 5

ms), con las mismas tensiones de control de puerta de las graficas 121 y 122

respectivamente, tal como se muestra en la gráfica 123.

Figura 123. Generación de pulsos mantenidos positivos

Para trenes de pulsos se programa el microcontrolador con los tiempos de

encendido y apagado de los impulsos descritos por la figura 123 (TON1, TOFF1),

t

5V

VG1-3

t

VG2-4

0V

170V

V0

t



pero adicionalmente se temporiza durante cuanto tiempo se aplican (TON2: 1 a

20 s) y durante cuanto tiempo no se aplican (TOFF2: 1 a 40 s), como se muestra

en la figura 124.

Para generar pulsos bifásicos las tensiones de control de puerta deben estar

negadas, es decir cuando una es +5V, la otra es cero y viceversa, tal como se


Figura 124. Generación de trenes de pulsos positivos

t

5V

VG1-3

t

VG2-4

0V

170V

V0

t

TOFF2

TOFF2

TON2

TON2

t

VG1-3

t

VG2-4

V0

5V

TOFFTON

0V

5V

TOFFTON

170V

0V



Figura 125. Generación de pulsos bifásicos

Obsérvese como con el puente H y las tensiones de control de puerta,

generadas por el microcontrolador, se pueden generar una gran cantidad de

formas de onda para aplicar al paciente, jugando con los tiempos de encendido

(TON) y apagado (TON) de acuerdo con la aplicación terapéutica. Si se requiere

analgesia (TENS) para estimular nervios sensitivos y si se necesita estimulación

motora (TEMS) para estimulación de nervios y músculos motores.

10.6 ESPECIFICACIONES TECNICAS DE UN EQUIPO DE

ELECTROTERAPIA

La figura 126, muestra el equipo comercial de electroterapia microcontrolado de

última generación Therapic 9400, fabricado por la empresa española

QUIRUMED (www.quirumed.com)



Figura 126. Equipo de electroterapia Therapic 9400

A continuación se muestran las especificaciones técnicas de este equipo:

Tipos de corrienteTipos de corrienteTipos de corrienteTipos de corriente



11. EQUIPOS DE ELECTROCIRUGÍA

11.1 PRINCIPIOS DE ELECTROCIRUGÍA

La electrocirugía se define como la aplicación de corrientes de radiofrecuencia

(RF) para CORTAR, COAGULAR y QUEMAR tejidos. Se basa en la ley de Joule

(I2 x R x t) de producción de calor cuando la corriente atraviesa la resistencia

eléctrica de los de los tejidos.

Se trabaja con corrientes de RF, debido a que la estimulación nerviosa y

muscular debidas al paso de la corriente eléctrica cesa a los 100kHz, por lo

tanto, la electrocirugía puede realizarse de forma segura con radio frecuencias

mayores a 100kHz, esta frecuencia electroquirúgica puede pasar a través del

paciente sin causar la mínima estimulación neuromuscular y ningún peligro de

electrocutar al paciente como si lo haría una corriente de 60 Hz.

La figura 127, muestra el ancho de banda de las frecuencias empleadas en

electrocirugía.



Figura 127. Ancho de banda de la electrocirugía (www.valleylab.com)

La figura 128, muestra la relación entrada salida de un equipo de electrocirugía.

Obsérvese como el equipo se alimenta a 120V RMS y entrega al paciente 2400

V pico-pico. Además, la red de alimentación trabaja a 60 Hz y el equipo puede

entregar una onda seno oscilando a 500 KHz. En modo de corte, el equipo

puede estar entregando al paciente 350 W de potencia, para una resistencia del

mismo de 300 Ω y consumir de la red eléctrica 650 W, lo cual implica que en la

transformación de la tensión aparecen perdidas de potencia.

Figura 128. Relación entrada-salida de un electrobisturí (www.valleylab.com)

En electrocirugía se emplean dos técnicas, la monopolar y la bipolar. En la

técnica monopolar, el electrodo activo se encuentra en la región a intervenir y el

120V/60Hz 2400V pp/500 KHz

650W/Cut 350W/300Ω/Cut



electrodo de retorno de paciente (electrodo de placa) se encuentra en alguna

parte del cuerpo del paciente, por lo tanto, la corriente pasa a través del paciente

completando el circuito desde el electrodo activo al electrodo de retorno de

paciente, tal como se puede observar en la figura 129.

Figura 129. Electrocirugia monopolar (www.valleylab.com)

La técnica monopolar es la modalidad electroquirúrgica más usada, debido a su

versatilidad y efectividad clínica, ya que con esta técnica se puede cortar,

coagular y quemar tejidos.

En electrocirugía bipolar, tanto el electrodo activo y el electrodo de retorno están

montados en la misma pinza, aunque aislados eléctricamente, tal como se


Figura 130. Electrocirugia bipolar (www.valleylab.com)

Las dos puntas de la pinza realizan las funciones del electrodo activo y el

electrodo de retorno. Solamente los tejidos asidos están incluidos en el circuito

eléctrico. Ya que la función de retorno es realizada por una punta de la pinza, el



electrodo de retorno de paciente no es necesario. Esta técnica se utiliza

principalmente para coagular.

En electrocirugía se utilizan tres formas de onda, tal como se puede observar en

la grafica 131, estas son: onda de corte puro (CUT), onda de corte con mezcla

(BLEND) y onda de coagulación (COAG).

Figura 131. Ondas electroquirurgicas (www.valleylab.com)

Las ondas Blend y Coag, tiene características de encendido (ON) y apagado

(OFF). El ciclo de trabajo se define como la relación porcentual entre el tiempo

de encendido (Ton) y el periodo (T= Ton+Toff). Para el caso de la onda Cut, su

ciclo de trabajo es del 100%, ya que siempre esta presente. En el caso de las

ondas Blend, el ciclo de trabajo es del 50%, 40% y 25% respectivamente.

Finalmente, para la onda Coag, el ciclo de trabajo es de solo 6%.

El ciclo de trabajo determina la capacidad de producir calor en los tejidos de

cada onda, por lo tanto la onda Cut, es la de mayor poder de corte y la Coag la

de menor y es por ello que esta onda no produce corte, sino coagulación. Las

ondas Blend, tienen ambos efectos combinados, es decir corta y coagula a la

vez.

La única variable que determina si una forma de onda vaporiza el tejido o

produce coagulación es la cantidad de calor producido. Un alto calor produce

una vaporización rápida. Un bajo calor produce una muy lenta coagulación.



El corte electroquirúrgico produce una incisión en el tejido por medio de

chispas eléctricas que focalizan el intenso calor en el sitio quirúrgico. Al chispear

el tejido, el cirujano produce una máxima concentración de corriente. Para

crear esta chispa el cirujano debe sostener el electrodo ligeramente lejos del

tejido. Esto producirá una gran cantidad de calor en un periodo muy corto de

tiempo obteniendo la vaporización de tejido, tal como se muestra en la figura

132.

Figura 132. Corte electroquirurgico (www.valleylab.com)

La desecación (deshidratación celular) electroquirúrgica ocurre cuando el

electrodo está en contacto directo con el tejido. Las células secas forman un

coágulo vaporizándose y no explotan. Se puede emplear cualquiera de las tres

formas de onda. Cuando se emplea “CUT”, se baja el voltaje de la onda y al

tocar el tejido con el electrodo, la concentración de corriente se reduce. Se

genera menos calor y no se produce el “corte”, tal como se muestra en la figura

133.

•CUT

•Voltaje Medio/Alto

•Monopolar

Tejido

•CUT

•Voltaje Bajo

•Monopolar

Tejido

•COAG

•Voltaje Medio

•Monopolar

•Bipolar

Tejido



Figura 133. Desecación electroquirúrgica (www.valleylab.com)

Fulguración Electroquirúrgica: Chispas generadas con la forma de onda

COAG. Coagula y trabaja el tejido en una área amplia. Su ciclo de trabajo

(tiempo real) es del 6%, produciendo poco calor. El resultado será coagular en

lugar de la vaporización celular, Para superar la alta impedancia del aire, la

forma de onda de coagulación debe tener un voltaje significativamente más alto

que la onda de corte, como se muestra en la figura 134.

Figura 134. Fulguración electroquirúrgica (www.valleylab.com)

11.2 DISEÑO DE UN EQUIPO DE ELECTROCIRUGÍA

La figura 135, muestra el diagrama de bloques funcional de un equipo de

electrocirugía de última generación.

Figura 135. Diagrama de bloques de un equipo de electrocirugía

Tejido

•CUT o COAG

•Voltaje Alto

•Monopolar

OSCILADOR DE COAG.

SELECTOR DE POTENCIA

PREAMPLIFICADOR DE CORRIENTE

OSCILADOR DE CORTE

SELECTOR DE POTENCIA

PREAMPLIFICADOR DE CORRIENTE

SELECTOR DE OPERACION

PREAMPLIFICADOR DE POTENCIA RF

AMPLIFICADOR DE POTENCIA

RF

MONITOR CALIDAD CONTACTO DE

PLACA

FUENTES DE ALIMENTACION

DC

MONITOR ALAMBRE DE

TIERRA

FASE

NEUTRO

TIERRA

INDICADOR DE AUDIO

CONTROL AUTOMATICO DE POTENCIA

MICROCONTRO-LADOR

PURE/BLEND/COAG



Los bloques azul y amarillo pertenecen al sistema de generación de las ondas

electroquirúrgicas en baja tensión. Los bloques verdes pertenecen al sistema de

control del equipo. Los bloques rojos pertenecen al sistema de potencia.

A continuación se describirá la función de cada bloque:

11.2.1 GENERACIÓN DE ONDAS ELECTROQUIRURGICAS

Un microcontrolador se encarga de generar las ondas de corte puro (PURE

CUT), corte mezclado (BLEND) y coagulación (COAG), de acuerdo a la

selección que ha hecho el cirujano, mediante el accionamiento de pedales

(técnica bipolar) o pulsadores que se encuentran en el electrodo activo (técnica

monopolar).

La figura 136 muestra las cinco ondas generadas por el microcontrolador de un

equipo de electrocirugía comercial las cuales se describen a continuación:

• Onda 1: PURE CUT. Onda de pulsos cuadrada a 510 KHz. Amplitud, 5V.

• Onda 2: BLEND 1. Onda de pulsos cuadrada a 510 KHz., con ciclo de

trabajo del 50% y frecuencia de repetición de 31 KHz.


trabajo del 37.5% y frecuencia de repetición de 31 KHz.


trabajo del 25% y frecuencia de repetición de 31 KHz.

• Onda 5: COAG. Onda de pulsos, con ciclo de trabajo del 6% y frecuencia

de repetición de 31 KHz.



Figura 136. Ondas generadas por el microcontrolador de un equipo de electrocirugía

A la salida de los pines del microcontrolador se conectan circuitos integrados

optoacopladores, para aislar galvánicamente al microcontrolador del resto del

circuito y así protegerlo de posibles cortocircuitos que puedan dañarlo, tal como

se observa en la figura 137.

Figura 137. Circuito generador de ondas por microcontrolador de un equipo de electrocirugía

11.2.2 SELECTOR DE POTENCIA

Consiste en un potenciómetro digital de circuito integrado, en donde la potencia

requerida por el cirujano se ajusta con las teclas de membrana UP/DOWN, tal

como se observa en la figura 138.

ONDAS 1-2-3-4

ONDA 5

COAG

PURE/BLEND

+5V

+12V

+12V

AL SELECTOR DE POTENCIA

AL SELECTOR DE POTENCIA



Figura 138. Circuito selector de potencia de un equipo de electrocirugía

11.2.3 PREAMPLIFICADOR DE CORRIENTE

Figura 139. Circuito preamplificador de corriente de un equipo de electrocirugía

Por lo general es un circuito Par Darlinton de alta ganancia de corriente que se

encarga de entregar la corriente necesaria a los terminales de entrada del

circuito selector de operación, sin cargar la salida del potenciómetro digital que

funciona como selector de potencia. La figura 139, mostrada arriba, presenta a

la estructura circuital de un par Darlinton.

+ V c c = 1 2 V

IB 1

IE 1

IC 1

IB 2

IC 2

β 1

β 2

2 N 2 2 2 2

D 3 2 5

1 K1 K

IE 2

A L S E L E C T O R D E O P E R A C IO N



11.2.4 SELECTOR DE OPERACIÓN

Consiste en un sistema de control accionado por pedales, uno para corte (color

amarillo) y el otro para coagulación (color azul) cuando el cirujano emplea la

técnica bipolar. También es accionado por el pulsador de corte (amarillo)

ubicado en el lapicero quirúrgico o el de coagulación (azul), cuando el cirujano

utiliza la técnica monopolar. Solo una onda electroquirúrgica será seleccionada y

se aplica a la entrada del preamplificador de potencia de RF. La figura 140,

muestra al circuito selector de operación cuando se emplean pedales.

Figura 140. Circuito selector de operación de un equipo de electrocirugía

En la figura 140 se observa que los elementos actuadores son dos relevadores,

cuyas bobinas se energizan al accionarse los pedales ubicados en el circuito de

control. En el circuito de accionamiento se encuentran los contactos

normalmente abiertos (N.O) y normalmente cerrados (N.C) de los relevadores.

Nótese como si se accionaran al mismo tiempo los pedales de corte y

coagulación, ninguna onda será conectada a la entrada del preamplificador de

corriente de RF.

11.2.5 PREAMPLIFICADOR DE POTENCIA DE RF

Consiste en un par Darlinton pero polarizado a +250V, cuya función principal es

entregar la suficiente corriente a la entrada del amplificador de potencia de RF.

K1 K2

+Vcc = 12V

PEDAL DE CUT PEDAL DE COAG

BOBINA RELE CUT

BOBINA RELE COAG

K1 K2

AL PREAMPLIFICADOR DE CORRIENTE DE RF

K1 K2

NO NC

NC NO

CIRCUITO DE CONTROL CIRCUITO DE ACCIONAMIENTO

PURE/BLEND

COAG.



11.2.6 AMPLIFICADOR DE POTENCIA DE RF

Consiste en un amplificador de potencia de RF sintonizado, a base de

transistores de potencia BJT o MOSFET, conectados todos en paralelo, para

disminuir la potencia disipada por cada uno, tal como se muestra en la figura

141.

Figura 141. Circuito amplificador de potencia de RF de un equipo de electrocirugía

Este amplificador tiene las siguientes características:

• Trabaja en clase B cuando la onda de entrada es PURE CUT, ya que es

una onda cuadrada donde el ciclo de trabajo es del 50%.

• Trabaja en clase C cuando la onda de entrada es COAG, ya que es una

onda con ciclo de trabajo menor al 10%.

• Es un amplificador sintonizado, ya que entre la fuente de alimentación y

los colectores, existe un circuito tanque RLC paralelo. Este circuito se

sintoniza por lo general con la frecuencia del primer armónico de la onda

de corte puro. Cuando esto se logra se dice que el circuito entra en

resonancia y se genera una onda de voltaje seno pura en el circuito RLC

+Vcc = 250V

2SD200

0.33Ω/10W

2SD200

0.33Ω/10W

2SD200

0.33Ω/10W

2SD200

0.33Ω/10W

2SD200

0.33Ω/10W

Q1

2SD200

0.33Ω/10W

Q2 Q3 Q4 Q5 Q6

C1 L1

N1 N2

RP

PURE/BLEND

COAG.



paralelo, cuya fuente de energía, viene a ser la corriente de colector que

oscila a la frecuencia de resonancia ( 1/[2π (L1C)1/2]. Las demás

componentes de frecuencia de la corriente de colector son rechazadas

por el circuito tanque ya que este se comporta como un filtro

rechazabanda de banda angosta. El núcleo del transformador es de

ferrita, debido a la alta frecuencia de trabajo.

• El numero de espiras secundarias N2, se calcula, de tal manera que se

cumpla con el teorema de la máxima transferencia de potencia de

Thellegen. En este caso, la resistencia de paciente Rp, se asume como de

300 Ω para técnica monopolar y de 100 Ω para bipolar.

11.2.7 CONTROL AUTOMATICO DE POTENCIA

Consiste en un sistema de control digital, que mantiene la potencia de corte

aplicada al paciente, prácticamente en el mismo valor seleccionado en el panel

frontal del equipo, dentro de un amplio rango de impedancias de tejidos

diferentes. La figura 142, muestra el comportamiento del sistema de control

automático de potencia para el modelo FORCE FX de Valleylab.

Figura 142. Respuesta del control automático de potencia del FORCE FX

Obsérvese como para una potencia de corte puro seleccionada de 40W, la

potencia entregada al paciente se mantiene muy cerca de este valor desde los

100 hasta los 4000 Ω. Valleylab mide la eficacia de su sistema de control

automático, mediante un indicador denominado PER (Power Efficiency Rating),

que se calcula hallando el cociente entre la potencia real entregada por el equipo



y la potencia de corte seleccionada, multiplicado por 100. Nótese como el PER

del equipo de Valleylab es del 98%, muy superior al de un equipo convencional

sin el control automático de potencia que viene a ser solo del 61%.

11.2.7 MONITOR CALIDAD CONTACTO DE PLACA

Consiste en un sistema de control que mide constantemente la impedancia de

contacto entre el paciente y el electrodo de placa, con el propósito de eliminar el

riesgo de quemaduras al paciente por corrientes de fuga de RF, cuando la placa

se aísla del paciente. Cuando la impedancia sobre pasa un valor establecido, el

equipo automáticamente deja de generar potencia de RF y se dispara una

alarma tanto audible como visual que indica esta situación peligrosa para el

paciente. La técnica de medición es la de bioimpedanciometría, que consiste en

aplicar al paciente una corriente seno de menos de 10 µA RMS con frecuencia

de 100 KHz, midiéndose la tensión entre este y la placa, que viene a ser

proporcional a la impedancia de contacto. Por lo general el máximo valor

permitido es de 135 Ω.

11.2.8 MONITOR ALAMBRE DE TIERRA

Consiste en un sistema de control que monitorea la continuidad del alambre de

tierra que se encuentra conectado entre el chasis del equipo y el polo a tierra del

tomacorriente. Es fundamental el buen estado del alambre de tierra (baja

resistencia: menor a 0.5 Ω), ya que las corrientes de fuga de baja frecuencia,

generadas por el equipo se van a tierra, protegiendo la seguridad eléctrica del

paciente, ya que solo 10 µA de 60 Hz que pasen directamente a través del

músculo cardiaco producen fibrilación ventricular, pudiendo causar la muerte.

Cuando la diferencia de potencial entre el neutro y la tierra es mayor a un voltio

se debe desconectar automáticamente el equipo de la red, disparando una

alarma sonora y visual.

11.2.9 INDICADOR DE AUDIO

Consiste en circuito de audio, que genera un tono de 800 Hz cuando se

selecciona corte y uno de 1200 Hz, cuando se selecciona coagulación. Esto es

necesario para realimentar al cirujano que ha seleccionado, especialmente

cuando utiliza los pedales en modo bipolar.



11.2.10 FUENTES DE ALIMENTACION DC

Se encarga de generar las tensiones DC de 5V para los circuitos digitales, 12V

para los circuitos de preamplificación de corriente y de 250V para alimentar el

amplificador de potencia.

11.3 ESPECIFICACIONES TECNICAS DE UN EQUIPO DE ELECTROCIRUGIA

La figura 143, muestra el equipo comercial de electrocirugía microcontrolado de

última generación FORCE FX, fabricado por la empresa americana Valleylab

Inc. (www.valleylab.com)

Figura 143. Equipo de electrocirugía FORCE FX (www.valleylab.com)

A continuación se presentan sus especificaciones técnicas, tal como aparecen

en su datasheet:



11.4 ACCESORIOS PARA ELECTROCIRUGÍA



La figura 144, muestra lapiceros quirúrgicos, electrodos de paciente y pedaleras.

Figura 144. Accesorios básicos de electrocirugía (www.geister.com)

La figura 154, muestra una gran variedad de electrodos quirúrgicos en técnica

monopolar.

Figura 144. Electrodos monopolares (www.geister.com)

La figura 145, muestra las pinzas bipolares.



Figura 145. Pinzas bipolares (www.geister.com)

La figura 146, muestra estructuras porta equipos.

Figura 146. Estructuras porta electrobisturís (www.geister.com)



UNIDAD 3. INSTRUMENTACION DE IMÁGENES MÉDICAS JUSTIFICACION:

Los equipos de imágenes medicas se utilizan para “ver” dentro del cuerpo sin

invadirlo. Las imágenes médicas se utilizan cada vez mas en los protocolos para

hacer diagnostico especializado. Ejemplos de tales equipos son los de Rayos X

(RX), Tomografía Computada (TC), Resonancia Magnética Nuclear (RMN), Ultra

Sonido (US).

En vista de lo anterior el ingeniero biomédico debe estar en capacidad de

entender el funcionamiento de tales equipos, para poder efectuar

mantenimiento preventivo, correctivo y predictivo.

OBJETIVO GENERAL:

Aplicar los conceptos básicos de física moderna, matemáticas avanzadas y

electrónica que se utilizan en la construcción de equipos de imágenes medicas.


• Estudiar los equipos de RX convencionales.

• Estudiar los equipos de TC.

BIBLIOGRAFIA:

• Medical Instrumentation. Applications and Design. Jhon G Webster.

• Introduction to Biomedical Engineering. John D Enderle


• Introducción a la Bioingeniería. Mundo Electrónico.

• Tecnología Radiológica. Rayos X. Javier González Rico

• Tomografía Computada. Javier González Rico



CAPITULO 12. INTRODUCCIÓN A LAS IMÁGENES MÉDICAS

12.1 DEFINICION DE RADIOLOGIA

La radiología es el estudio de la interacción de una determinada radiación

energética cuando atraviesa un tejido humano y la obtención de información

clínica de interés a partir de la observación de esta interacción. La figura 147,

muestra una imagen de cráneo tomada con un equipo de resonancia magnética

nuclear, en donde los tejidos interactúan con un campo magnético. Se ha hecho

un corte con técnicas de procesamiento digital de imágenes para ver el interior

del mismo.

Figura 147. Resultado de la interacción de campos magnéticos con tejidos



12.2 DEFINICION DE IMÁGEN MÉDICA

Es la representación espacial en forma de imagen de la distribución de una o

más propiedades físicas dentro del cuerpo humano. Al igual que una señal, la

imagen contiene información, la diferencia estriba en que la cantidad bajo

estudio de la señal varia en el tiempo, mientras la cantidad de la imagen varía en

el espacio. Esta cantidad es un parámetro físico asociado a los tejidos. Por

ejemplo en la figura 148, se muestra la variación del parámetro de atenuación

(µ) en función de las coordenadas espaciales X, Y cuando los tejidos del

abdomen son atravesados por RX en un imagen tomada con un equipo de TC.

Figura 148. Variación espacial del coeficiente de atenuación, µ

µ = f ( X,Y )

X (mm)

Y

(mm)



La imagen de la figura 148, esta representada en la escala de grises, que va

desde el blanco hasta el negro. En RX y TC, al mayor coeficiente de atenuación,

µ, se le asigna el color blanco, mientras que al menor se le asigna el negro y a

los valores intermedios, se le asignan los diferentes grises de la escala.

Obsérvese como la variación de tonalidades grises, permite crear la imagen,

pues una imagen compuesta de un solo color no contiene información.

12.3 CLASIFICACION DE LAS IMÁGENES MÉDICAS

Las imágenes médicas se pueden clasificar de dos maneras:

• Según la energía de radiación empleada

• Según la forma de obtención de la imagen. Que a su vez se puede

clasificar en:

- Imágenes obtenidas por proyección

- Imágenes obtenidas por reconstrucción

12.3.1 SEGÚN LA ENERGIA DE RADIACION EMPLEADA

Actualmente hay cuatro tipos de energía que se emplea para radiar a los tejidos

del cuerpo y a partir de la interacción de estos con la energía obtener las

imágenes médicas:

• Rayos X: Se aplican en radiología convencional, radiología digital,

angiografía digital por sustracción y tomografía computada.

• Medicina Nuclear: Se emplea radiaciones procedentes de isótopos

radioactivos. Las aplicaciones de esta radiación son la tomografía por

emisión de fotones simples (SPECT) y tomografía por emisión de

positrones (PET).

• Ultrasonidos: Se aplican en ecografía convencional (gineco-obstetricia) y

ecodoopler (ecocardiografía).

• Electromagnéticas: Se aplican en Imágenes por resonancia magnética

nuclear (MRI), magnetoencefalografía (MEG) y electroencefalografía por

potenciales evocados (EEF).

La figura 149, muestra un collage de las energías de radiación descritas

anteriormente.



Figura 149. Radiaciones empleadas en radiología

12.3.2 SEGÚN LA FORMA DE OBTENCION DE LA IMAGEN

12.3.2.1 IMÁGENES OBTENIDAS POR PROYECCION

Consiste en la manifestación directa de la interacción de alguna forma de

radiación con un tejido:

• Radiología convencional: Proyección de un haz de RX, a través del

cuerpo humano, sobre una película sensible a esta radiación. La imagen

médica obtenida es una medida de la atenuación de los RX en el tejido,

tal como puede apreciarse en la figura 150.

Figura 150. Placa de RX del tórax

RAYOS X MEDICINA NUCLEAR

ULTRASONIDOS ELECTROMAGNETICAS



• Radiología Digital: Los mismos principios de la radiología convencional,

pero las imágenes se obtienen en formato digital. La Angiografía Digital

por Sustracción (DSA), pertenece a esta clasificación y se emplea

regularmente en medicina vascular para ver el estado de las arterias y las

venas en tiempo real, empleando medios de contraste. La figura 151,

muestra una imagen de este tipo.

Figura 151. Angiografía Digital por Sustracción

• Medicina nuclear: Es una medida de la localización y concentración de

un isótopo radiactivo. Suministra información morfológica de un órgano,

como también del funcionamiento de un proceso biológico. La figura152

presenta una imagen típica de medicina nuclear.

Figura 152. Imagen de Medicina Nuclear



• Ultrasonido: Es un mapa de intensidades eco (reflejadas) como

resultado de la interacción del pulso de ultrasonido con los tejidos. La

figura 153, presenta imágenes de ecografía.

Figura 153. Imágenes de ecografía

12.3.2.2 IMÁGENES OBTENIDAS POR RECONSTRUCCION

Imagen indirecta obtenida en dos etapas:

1. Creación de las secciones o proyecciones de la imagen.

2. Generación de la imagen a partir de sus proyecciones.

Las imágenes por reconstrucción son las siguientes:

• Tomografía Computada: Las imágenes se generan con fuentes de RX.

Se reconstruye la imagen a partir de los valores de atenuación de los

distintos haces de RX medidos desde múltiples ángulos. La figura 154,

muestra una imagen típica de TC.

Figura 154. Imagen de TC



• SPECT/PET: Tomografía por Emisión de Fotones Simples/Tomografía

por Emisión de Positrones. Imágenes de medicina nuclear tomadas con la

técnica de la tomografía computada. En el caso de SPECT, se introducen

al cuerpo elementos radiactivos con desintegración Gamma (Rayos de

fotones). En el caso de PET se introducen al cuerpo elementos

radiactivos con desintegración Beta+ (Positrones). La figura 155, muestra

este tipo de imágenes.

Figura 155. Imágenes SPECT/PET

• Imágenes por Resonancia Magnética Nuclear: Se fundamenta en la

propiedad de los núcleos atómicos del cuerpo humano, que presentan un

momento magnético que les hace actuar como imanes. Al colocar al

paciente dentro de un campo magnético fuerte, los núcleos de Hidrogeno

se alinean en la dirección éste, girando alrededor de esta dirección con

una frecuencia proporcional al tipo de núcleo y a la magnitud del campo.

Si se aplica un pulso de radio frecuencia con un ángulo determinado con

respecto al campo estacionario, los núcleos con frecuencia de rotación

igual a la del pulso de RF resonarán absorbiendo energía. Si a

Cerebros Normales Cerebros con Alzeimer



continuación se elimina el pulso, los núcleos volverán a su estado original

de alineación con el campo estático, emitiendo una señal de RF cuya

intensidad y duración depende de la densidad y tipo de núcleo. La

medición de estos parámetros puede procesarse posteriormente y

utilizarse para generar imágenes que representan diferencias biológicas

entre los tejidos. La figura 156, muestra una imagen obtenida con RMN.

Figura 156. Imagen de RMN



13. EQUIPOS DE RAYOS X

Los equipos de rayos X se utilizan para tomar radiografías. Una radiografía es

una imagen registrada en una placa o película fotográfica. La imagen se obtiene

al exponer dicha placa o película a una fuente de radiación de alta energía,

comúnmente rayos X o radiación gamma procedente de isótopos radiactivos

(Iridio 192, Cobalto 60, Cesio 137). Al interponer un objeto entre la fuente de

radiación y la placa o película las partes más densas aparecen con un tono más

o menos gris en función inversa a la densidad del objeto, como es el caso de los

huesos en el cuerpo humano. Si la radiación incide directamente sobre la placa

o película, se registra un tono negro, por la baja densidad, tal como sucede con

los pulmones. Sus usos pueden ser tanto médicos, para detectar fisuras en

huesos, como industriales en la detección de defectos en materiales y

soldaduras tales como grietas y poros. La figura 157, muestra un equipo de RX

utilizado para tomar una radiografía de tórax y la imagen resultante.

Figura 157. Radiografía de tórax tomada con equipo de rayos X



13.1 PRINCIPIOS FÍSICOS DE LA GENERACIÓN DE LOS RX

Los RX son ondas electromagnéticas ionizantes de origen no nuclear en el

rango de 3 X 1017 hasta 5 X 1019 Hz, a los cuales se les considera fotones.

Ionizantes significa que son capaces de arrancar electrones de sus orbitas y por

lo tanto rompen enlaces y de origen no nuclear significa que esta radiación no

proviene del núcleo de los átomos. La figura 158 muestra una comparación de la

longitud de onda de los RX comparado con otros tipos de energía, tal como RF,

microondas, luz infrarroja, luz visible, luz ultravioleta y rayos gamma.

Figura 158. Longitud de onda de los RX comparada con otras energías

Los RX se obtienen haciendo incidir un haz de electrones (e-) acelerados con

alta velocidad sobre una estructura metálica que por lo general es una placa de

tungsteno. La figura 159, muestra como se generan los RX. Los electrones

incidentes se generan a partir del efecto termoiónico, que consiste en calentar

un filamento de tungsteno, por medio de hacerle pasar una corriente eléctrica,

produciéndose el efecto Joule. Al calentarse el filamento, los electrones de

valencia de los átomos en la superficie de éste, abandonan esta órbita atómica y

quedan libres, no perteneciendo entonces a ningún átomo del filamento,

formándose una nube electrónica alrededor del filamento. Al perder electrones

estos átomos se convierten en iones positivos, de ahí el nombre de efecto

termiónico. Si a este filamento caliente se le conecta un alto voltaje DC negativo,

por razones de la ley de cargas de Coulomb, los electrones que fueron excitados

por el efecto termoiónico son repelidos con una gran fuerza. Al filamento

negativo se le denomina Cátodo. El potencial positivo de la fuente DC se



conecta a la placa del ánodo para atraer a los electrones expulsados del cátodo

y así cerrar el circuito.

Figura 159. Generación de los RX

Como los electrones repelidos se dispersan en el espacio en todas las

direcciones es necesario dirigirlos hacia el blanco (Ánodo), por medio de unas

rejillas polarizadas negativamente denominadas placas de enfoque. Una vez

enfocados correctamente, los electrones incidentes se deben acelerar a alta

velocidad para aumentar su energía cinética (1/2 m v2) y para ello se emplean

unas bobinas cuyo campo magnético aumentan la velocidad. Al “chocar” los

interacción de los electrones incidentes con los electrones y núcleos de los

átomos del ánodo.

13.1.1 INTERACCION ELECTRONES INCIDENTES – ELECTRONES ANODO

La grafica 160 ilustra lo que sucede cuando se presenta la interacción entre un

electrón incidente proveniente de la nube electrónica del cátodo y un electrón

perteneciente a un átomo de la placa del ánodo. Cuando el electrón incidente

(1), entra dentro del campo eléctrico del electrón anódico de la orbita K (2), se

presenta una enorme fuerza de repulsión que hace que el incidente rebote y el

anódico salga expulsado de su orbita. En ese momento, un electrón anódico de

Alto voltaje (-) Cátodo caliente Rejillas de enfoque

Bobinas de aceleraciónAlto voltaje (+)

Ánodo

Haz electrónico incidente

Fuente DC Alta Tensión

(KV)

Rayos X (Fotones)



la orbita L (3) salta a llenar el vacío dejado por el electrón 2 y como en la orbita L

posee un mayor nivel de energía que en la K, se libera entonces el excedente

energético generándose una radiación en forma de fotón que constituye un rayo

X.

Figura 160. Interacción electrón incidente con electrón anódico

Este fenómeno que se acaba de explicar sucede en el mismo instante con

millones de electrones incidentes y produce lo que se denomina la radiación

característica de RX, que depende principalmente del tipo de material de la

placa del ánodo.

La energía del fotón de RX (EF), su frecuencia y longitud de onda se determinan

así:

• EF = EL - EK = h x f; (electrón-voltio, eV), donde h es la constante de

Plank y f es la frecuencia de radiación del fotón.

• h = 4.135 X 10-15 ; (eV x s),

• f = EF / h, (Hz),

• λ = c / f, (m); donde c, es la velocidad de la luz,

• c = 3 X 108 , (m/s).

Átomo del Ánodo

Electrón del ánodo

expulsado

Electrón incidente

Electrón incidente rebotado

Fotón de RX característico

Electrón del ánodo que

abandona su orbita



La figura 161, muestra la relación entre la intensidad relativa de la radiación y la

longitud de onda de los RX generados por la interacción electrón-electrón, que

como se puede observar solo tiene dos frecuencias o longitudes de onda, por

eso esta radiación también recibe el nombre de espectro discreto o discontinuo.

Figura 161. Espectro discreto de RX.

13.1.2 INTERACCION ELECTRONES INCIDENTES – NUCLEOS ANODO

La grafica 162 ilustra lo que sucede cuando se presenta la interacción entre un

electrón incidente proveniente de la nube electrónica del cátodo y un núcleo

perteneciente a un átomo de la placa del ánodo. Cuando el electrón incidente (1,

2, 3), entra dentro del campo eléctrico del núcleo anódico, se presenta una

enorme fuerza de atracción que hace que el incidente cambie su trayectoria y

sufra un frenado. Como la velocidad es una cantidad vectorial, al cambiar la

dirección del vector de los electrones incidentes, la energía cinética final (1/2 m

v22) es menor a la inicial, antes de interactuar (1/2 m v1

2). En ese momento, se

libera entonces el excedente energético del electrón incidente generándose una

radiación en forma de fotón que constituye un rayo X. A esta radiación se le

conoce como radiación de frenado.

Rayos X característico

para un ánodo de

molibdeno a 35 KV

Longitud de onda (nm)

Intensidad

relativa



Figura 162. Interacción electrón incidente con núcleo anódico

La figura 162 muestra las tres posibilidades de interacción entre los electrones

incidentes y el núcleo de un átomo del ánodo:

• Posibilidad uno: Impacto frontal. Máximo frenado. Esto le sucede al

electrón incidente (1). La energía del fotón es:

EF = 1/2 m v12 - 1/2 m v2

2 ; como v2 es cero en este caso, la energía del

fotón es máxima, por lo tanto también lo será la frecuencia de radiación y

mínima la longitud de onda.

• Posibilidad dos: Interacción lejana. Mínimo frenado. Esto le sucede al

electrón incidente (3). La energía del fotón es:

EF = 1/2 m v12 - 1/2 m v2

2 ; como v2 es muy cercana a v1 en este caso, la

energía del fotón es mínima, por lo tanto también lo será la frecuencia de

radiación y máxima la longitud de onda.

• Posibilidad tres: Interacción mediana. Frenado moderado. Esto le sucede

al electrón incidente (2). En este caso, la energía del fotón es mediana,

Átomo del Ánodo

Electrones incidentes

Impacto con el núcleo. Máxima

energía del fotón

Interacción lejana con el

núcleo. Mínima

energía del fotón

Interacción mediana con el núcleo. Moderada energía del

fotón



por lo tanto también lo será la frecuencia de radiación y la longitud de

onda.

La figura 163, muestra la relación entre la intensidad relativa de la radiación y la

longitud de onda de los RX generados por la interacción electrón-núcleo, que

como se puede observar esta compuesto de infinitas frecuencias o longitudes de

onda, por eso esta radiación también recibe el nombre de espectro continuo.

Obsérvese como a mayor tensión aplicada en KV al ánodo, mayor en la

intensidad energética de los fotones de RX generados.

Figura 163. Espectro continuo de RX.

La figura 164, muestra los dos tipos de radiaciones que se generan en un tubo

de RX, para un ánodo de tungsteno con tensión de 100 KV y un ángulo de

inclinación de 13°. Con las técnicas actuales de diagnostico medico, en donde

se trabajan con tensiones entre 30 KV y 150 KV, el espectro predominante es el

continuo. Para el tungsteno, el espectro característico se presenta a los 69.5 KV

únicamente. Es decir, para tensiones elevadas predomina el espectro continuo y

para las bajas el característico.

Intensidad

relativa

Longitud de onda (nm)



Figura 164. Radiación completa de un tubo de RX con placa de tungsteno.

La siguiente tabla relaciona la energía de cada fotón con su frecuencia y longitud

de onda asociada, como también el máximo espesor que es capaz de atravesar

para el concreto, lead, tejido humano y aluminio.

Energía de los fotones (KeV)

Numero

Relativo

Fotones

Radiación característicaRadiación de

frenado



13.2 EL TUBO DE RAYOS X

La figura 165, muestra el esquema de un tubo de RX comercial.

Figura 165. Esquema de un tubo de RX comercial

A continuación se describe cada una de las partes que componen al tubo de RX:

• Cátodo (C): Filamento de tungsteno de 0.2 a 0.3 mm de diámetro, que al

calentarse produce una nube de electrones por efecto termoiónico. Tiene

una resistencia RF.

• Fuente de Filamento: Produce la tensión VF, necesaria para calentar el

filamento, por ley de Joule ([VF2 / RF] x t). Esta tensión es regulable entre 0

y 15 V. La corriente de filamento IF, varia entre 3 y 8 amperios.

• Nube de electrones: NE, es la cantidad de electrones producidos por la

tensión de filamento.

• Ánodo (A): Construido de material de tungsteno, para soportar

temperaturas elevadas. Tiene una superficie inclinada para direccionar

mejor los RX y es giratorio para distribuir la temperatura en su superficie.

ACEITE

CARCAZA

FUENTE DC

IB

IF

RAYOS X

VF

...............NE

TUBO DE VACIO

FOCO



En la practica, el ánodo en el rotor de un motor de inducción jaula de

ardilla.

• Fuente de DC: Fuente de alta tensión regulable entre 25 y 200 KV que

dispara los electrones de la nube hacia el ánodo.

• Corriente del tubo (IB): Solo el 1% de los electrones incidentes que

llegan al ánodo chocan o interactúan con los átomos para producir RX. El

99% restante generan la corriente IB que circula por el circuito de alta

tensión, determinando los mA del tubo.

• Tubo de vacío: El Cátodo y el Ánodo están encerrados dentro de un tubo

de vacío perfecto, para evitar la combustión por el calentamiento del

filamento.

• Aceite: El tubo se encuentra refrigerado en un baño de aceite debido a la

gran disipación calórica.

• Carcaza: Envoltura de plomo que forma una pantalla de protección frente

a los RX no deseados, que se dispersan dentro del mismo y no fueron

direccionados.

• Filtro (F): Absorbe la radiación menos energética, es decir los fotones de

mayor longitud de onda que pudieran causar radiaciones innecesarias

dentro del paciente, ya que no lo atravesarían. Se utiliza aluminio cuando

la tensión es menor a 150 KV y cobre cuando es mayor.

• Diafragma (D): Regula las dimensiones del haz útil, se le denomina

colimador. Se construye con una serie de placas metálicas (aluminio o

cobre) con agujeros en el centro. Su propósito es absorber la radiación

que no tiene dirección adecuada.

• Foco: Se denomina también punto focal o blanco, al área (mm2) del

ánodo donde chocan los electrones incidentes interactuando con la

estructura atómica de este y en donde se generan los fotones de RX.

Como el haz de electrones incide en un área muy pequeña, el calor

generado en este punto es enorme, pudiendo llegar a fundirse el material

del ánodo en este punto, por ello el foco debe tener un tamaño

correspondiente a la carga que debe soportar. Los ánodos son giran a



velocidades de 3600 rpm para pistas focales de 21 cm. de longitud en

tubos normales. En los supertubos, la velocidad de rotación aumenta a

10.800 rpm, con pistas focales de 53 cm. Cada exposición radiográfica

exige del foco cierta carga durante un tiempo determinado, expresada en

W/s o en unidades térmicas (UT), ya que la mayor parte de la energía se

convierte en calor.

La figura 166, muestra la relación entre la corriente del tubo IB y la corriente de

filamento IF para una familia de curvas a diferentes KV y para un foco de 1mm x

1mm. De la grafica se concluye que mientras a 80 KV, el tubo soporta corrientes

de 550 mA con corrientes de filamento de 6.2 A, a 150 KV, la máxima corriente

del tubo se baja a 280 mA, para corriente de filamento de solo 5.4 A, esto para

respetar la máxima carga térmica que puede soportar el ánodo.

Para identificar los tubos de RX, se menciona en primer lugar el nombre

patentado en forma abreviada, por ejemplo Ro para Rotalix, seguido de la

máxima tensión permitida en KV, y a continuación la potencia de los focos, por

ejemplo 12 KW para el foco fino y 27 KW para el grueso. Entonces el tubo queda

identificado así: Ro125/12/27.

Figura 166. Relación IB versus IF de un tubo de RX comercial

IB (mA)

IF (A)

Foco(1mmx1mm)



Es importante tener en cuenta que la capacidad de penetración del haz de RX

se controla mediante los KV, es decir a más KV mayor penetración y la cantidad

de la radiación, es decir el número de fotones de RX depende de IB, que a su

vez depende de VF.

La siguiente tabla muestra los KV, el tipo de material del ánodo, el tipo de fuente

de RX y el promedio de energía de los fotones de acuerdo a la aplicación.

13.3 FUNCIONAMIENTO DEL EQUIPO DE RX

La figura 167 muestra el diagrama de bloques funcional de un equipo de RX.

Se alimenta de la red eléctrica de 60 Hz, ya sea en forma monofásica o en forma

trifásica. Esto depende de la cantidad de KV requerido por el tubo. Por ejemplo

para unidades de RX odontológicas, hasta 60 KV, se alimenta monofásicamente,

y para equipos de radiología general, hasta 150 KV, se alimenta trifásicamente.



Figura 167. Diagrama de bloques de un equipo de RX comercial

La figura 168, muestra el plano electrónico básico de un equipo de RX

monofásico, identificando la parte correspondiente con el diagrama de bloques.

Figura 168. Plano electrónico de un equipo de RX monofásico

TRANSFORMADOR TRANSFORMADOR

DE ALTA TENSIÓN DE ALTA TENSIÓN (B)(B)

RECTIFICADOR CON RECTIFICADOR CON VALVULAS DE VACIO VALVULAS DE VACIO

(E) (E)

TUBO DE RAYOS X TUBO DE RAYOS X (F)(F)

TRANSFORMADOR TRANSFORMADOR DE BAJA TENSIÓN DE BAJA TENSIÓN DEL FILAMENTO DEL FILAMENTO

(C)(C)

CONTROL DE CONTROL DE CORRIENTE DEL CORRIENTE DEL

FILAMENTO FILAMENTO (D)(D)

CONTROL DE CONTROL DE TEMPERATURA DEL TEMPERATURA DEL

ANODOANODO

AUTOAUTO

TRANSFORMADOR TRANSFORMADOR (A)(A)

TRANSFORMADOR TRANSFORMADOR

DE BAJA TENSIÓNDE BAJA TENSIÓN

PARA EL FILAMENTOPARA EL FILAMENTO

DE LA VALVULADE LA VALVULA

RECTIFICADORARECTIFICADORA

CIRCUITO DE CIRCUITO DE TEMPORIZACION TEMPORIZACION

(G)(G)

RED ELÉCTRICA RED ELÉCTRICA MONOFASICA O MONOFASICA O

TRIFASICATRIFASICA

1 X 120V/ 3 X 220 V 1 X 120V/ 3 X 220 V / 60 / 60 HzHz

AA

BB

CCDD

EE

FF

GG



A continuación se hará una breve descripción de la función de cada una de las

partes que componen a un equipo de RX.

13.1 TRANSFORMADOR DE ALTA TENSIÓN

El transformador es un dispositivo que se encarga de reducir o elevar el voltaje

de corriente alterna que tiene a su entrada en otro diferente que entrega a su

salida. Se compone de un núcleo de hierro sobre el cual se han arrollado varias

espiras (vueltas) de alambre conductor, tal como se muestra en la figura 169.

Figura 169. Constitución de un transformador

Al conjunto de vueltas se les denominan bobinas y se les identifican como

bobina primaria a aquella que recibe el voltaje de entrada y bobina secundaria a

aquella que entrega el voltaje transformado. El principio de funcionamiento del

transformador es el siguiente:

• La Bobina primaria recibe un voltaje alterno que hará circular, por ella,

una corriente alterna.

• Esta corriente inducirá un flujo magnético en el núcleo de hierro.

• Como el bobinado secundario está arrollado sobre el mismo núcleo de

hierro, el flujo magnético circulará a través de las espiras de éste.



• Al haber un flujo magnético que atraviesa las espiras del secundario, se

generará por el alambre del secundario una tensión. En este bobinado

secundario habría una corriente si hay una carga conectada.

La razón de transformación del voltaje entre el bobinado primario y el secundario

depende del número de vueltas que tenga cada uno y se puede calcular

mediante la siguiente expresión: Vs = Ns x Vp / Np

Un transformador puede ser elevador, cuando Ns es mayor que Np y reductor

cuando Ns es menor de Np.

En los equipos de RX, el transformador de alta tensión es elevador, ya que se

encarga de elevar la baja tensión entregada por el autotransformador, a los

niveles del voltaje (KV) requeridos para obtener el nivel de penetración de los

RX requeridos de acuerdo al grosor de los tejidos que deben atravesar para

llegar a la placa de radiografía.

13.2 AUTOTRANSFORMADOR

El autotransformador es un transformador donde una parte del devanado es

común tanto al primario como al secundario. El principio de funcionamiento es el

mismo que el de el transformador común, entonces la relación de transformación

entre las tensiones y las corrientes y el número de vueltas se mantiene.

Las corrientes primaria y secundaria están en oposición y la corriente total que

circula por las espiras en común es igual a la diferencia de la corriente del

devanado de baja tensión y el devanado de alta tensión. Para que un

autotransformador funcione adecuadamente, los dos devanados deben tener el

mismo sentido de bobinado. Los autotransformadores tienen la ventaja sobre los

transformadores comunes, de un peso y costo menor. Otra ventaja es la de no

necesitar aislamiento entre los bobinados primario y secundario. Sin embargo

esto trae la desventaja de que el bobinado primario no es independiente del

secundario. Esto causa peligro para una persona, pues entre tierra y el hilo

común del secundario y el primario, existe la tensión del primario. En los equipos

de RX, se utiliza un autotransformador con taps que permita seleccionar

diferentes niveles de tensión que alimentaran al devanado primario del

transformador de alta tensión y así obtener diferentes niveles de KV DC de



acuerdo al tipo de placa de RX que se requiera tomar al paciente. La figura 170

muestra los autotransformadores reductores y elevadores respectivamente.

Figura 170. Tipos de autotransformadores

En los equipos de RX se emplean los autotransformadores reductores.

13.3 TRANSFORMADOR DE BAJA TENSIÓN DEL FILAMENTO DEL

CATODO

Es el encargado de alimentar en baja tensión el circuito de control de corriente

de filamento del cátodo del tubo de RX.

13.4 TRANSFORMADOR DE BAJA TENSIÓN DEL FILAMENTO DE LAS

VALVULAS RECTIFICADORAS

Es el encargado de alimentar en baja tensión el circuito de control de corriente

de filamento del cátodo de las válvulas rectificadoras.

13.5 CONTROL DE LA CORRIENTE DE FILAMENTO

Aunque en la figura de la grafica 168 este control se propone por pasos y no

lineal y se regula la corriente del filamento del cátodo del tubo de RX mediante el

número de espiras del primario del transformador correspondiente con

resistencias en serie, en los equipos de última generación se utiliza control de

fase empleando tiristores, ya que este tipo de control es lineal y es mas eficiente.

La figura 171, muestra el control de la corriente de filamento con tiristores.

El voltaje RMS en el filamento esta determinado por el ángulo de disparo α de

los tiristores mediante la siguiente ecuación:

AUTOTRANSFORMADOR REDUCTORAUTOTRANSFORMADOR REDUCTOR AUTOTRANSFORMADOR ELEVADORAUTOTRANSFORMADOR ELEVADOR

VRMS = Vm/√2 [1/π (π – α + (sen2α)/2]1/2



Figura 171. Control de corriente de filamento mediante control de fase

13.6 CIRCUITO DE TEMPORIZACION

Es un circuito de control temporizado con característica ON/OFF (todo o nada)

en donde se determina el tiempo de exposición, es decir durante cuanto tiempo

el equipo producirá RX. Al terminarse el tiempo programado para la toma de la

radiografía por parte del técnico radiólogo, el circuito de temporización abre un

contacto normalmente cerrado que conecta al secundario del autotransformador

con el primario del transformador de alta tensión y cesa entonces la radiación de

RX.

13.7 CIRCUITO DE CONTROL DE LA TEMPERATURA DEL ANODO

Es un circuito de control con característica ON/OFF (todo o nada), que abre un

contacto normalmente cerrado que se encuentra en serie con el contacto

normalmente cerrado del circuito temporizador y desconecta al primario del

transformador de alta tensión cuando la temperatura de la placa del ánodo

sobrepasa un valor predeterminado por el fabricante para protegerlo por exceso

de carga térmica.

13.8 CIRCUITO RECTIFICADOR

13.8.1 VALVULAS RECTIFICADORAS DE VACIO

En los equipos de RX, se utiliza como dispositivo rectificador a las válvulas

rectificadoras de vacío, ya que estas soportan grandes tensiones de polarización

inversa, algo que por ahora, los diodos semiconductores son incapaces de

alcanzar.

FORMA DE ONDA DEL VOLTAJE FORMA DE ONDA DEL VOLTAJE EN EL FILAMENTOEN EL FILAMENTO

(FILAMENTO)(FILAMENTO)



La válvula rectificadora se denomina también válvula termoiónica que consiste

en un componente electrónico basado en la propiedad que tienen los metales en

caliente de liberar electrones desde su superficie. Se usó ampliamente en la

electrónica analógica y digital antes de la invención del transistor, y sobrevive en

aplicaciones específicas, como es el caso de los equipos de RX. La válvula

termoiónica más simple está constituida por una ampolla de vidrio, similar a la de

las lámparas de incandescencia, a la que se le ha practicado el vacío y en la que

se hallan encerrados dos electrodos, denominados cátodo y ánodo, tal como se

muestra en la figura 172, con su símbolo clásico.

Figura 172. Válvula rectificadora de vacío

Físicamente, el cátodo, consiste en un filamento de wolframio, recubierto por

una sustancia rica en electrones libres, que se calienta mediante el paso de una

corriente. El ánodo está formado por una placa metálica que rodea al filamento a

una cierta distancia y a la que se aplica un potencial positivo. Por constar de dos

electrodos a la válvula antes descrita se le denomina diodo.

En tanto en cuanto que la función de cátodo es realizada directamente por el

filamento, se trata de una válvula de caldeo directo.

Cuando se quieren obtener mayores corrientes a través de la válvula y un

aislamiento eléctrico entre la fuente de corriente de caldeo del filamento y la de

ánodo-cátodo, se utiliza un cátodo independiente constituido por un tubito

metálico revestido o "pintado" con algún material rico en electrones libres, como

el óxido de torio, que rodea el filamento, aislado eléctricamente, pero muy



próximo a él para poder calentarlo adecuadamente. En este caso la válvula se

denomina de caldeo indirecto, pudiendo entonces la corriente del caldeo ser

incluso alterna. En este tipo de válvulas el filamento solo es el elemento

calefactor y no se considera un electrodo activo. Al estar los filamentos aislados

se pueden conectar juntos (en serie o paralelo) los filamentos de todas las

válvulas del equipo, lo que no es posible con cátodos de caldeo directo.

Si se agregan otros electrodos entre ánodo y cátodo - llamados rejillas - se

puede controlar o modular el flujo de electrones que llegan al ánodo, de ahí la

denominación de válvula.

Debido al hecho de que la corriente por el interior de la válvula solo puede

circular en un sentido, una de las aplicaciones de las válvulas termoiónicas es su

utilización como rectificador, es decir que los electrones liberados por el cátodo

caliente solo pueden llegar al ánodo cuando este es positivo con respecto a

este. Con una corriente alterna aplicada a la válvula entre el cátodo y el ánodo,

durante el semiciclo en que el ánodo es negativo no hay circulación de corriente

y durante el semiciclo que es positivo si hay circulación de corriente.

13.8.2 RECTIFICADOR TRIFASICO DE MEDIA ONDA

No se considerará en este apartado los rectificadores monofásicos de media

onda y onda completa ya que están suficientemente explicados en la literatura

de electrónica general, mas bien se estudiaran los rectificadores trifásicos. La

figura 173 muestra como a partir de la red trifásica AC se rectifica y se entrega

corriente continua a motores DC, hornos de inducción, hornos de fundición,

procesos electrolíticos de galvanoplastia y tubos de RX.

Las ventajas de los rectificadores trifásicos con respecto a los monofásicos son

las siguientes:

• Mayor potencia de salida

• Mayor tensión DC a la salida

• Menor rizado en la tensión de salida

• Menores exigencias para el filtro de salida

• Mejor factor de potencia



Figura 173. Concepción de un rectificador trifásico

La figura 174 muestra un rectificador trifásico de media onda con carga resistiva.

Figura 174. Rectificador trifásico de media onda con carga resistiva

Con respecto a la figura 174 se pueden hacer las siguientes observaciones:

• El transformador empleado es del tipo estrella – estrella (Y-Y).

• Un transformador trifásico equivale a conectar a 3 monofásicos.

• El punto común de los arrollamientos secundarios es el neutro, N.

N



• Si solo se usara un arrollamiento secundario, se tendría un rectificador

monofásico de media onda.

• El rectificador trifásico de media onda consiste en conectar tres

rectificadores monofásicos de media onda en paralelo.

• Cuando cualquiera de los rectificadores conduce a la carga le queda

conectada la fase respectiva, por lo tanto en este tipo de rectificador, se

trabaja con tensiones de fase.

• Solo un rectificador conduce a la vez, ya que si lo hicieran dos o tres al

mismo tiempo se presentaría un cortocircuito.

La figura 175 muestra como se calcula el valor DC de la tensión de salida del

rectificador de media onda con carga resistiva, donde VMF, es el voltaje pico del

voltaje de fase del secundario del transformador de alta tensión.

Figura 175. Onda de salida del Rectificador trifásico de media onda con carga resistiva.

Recordando que el valor DC de la tensión de salida de un rectificador

monofásico de onda completa es 2VMF / π, entonces, la tensión de salida del

rectificador trifásico de media onda es 1.3 veces mas grande, es decir, al

VDC =

VMF

VMF VMF VMF

VMF



emplear un rectificador trifásico de media onda se logra un aumento del 30%, lo

cual justifica utilizarlo.

13.8.3 RECTIFICADOR TRIFÁSICO DE ONDA COMPLETA

La figura 176 muestra el circuito de un rectificador trifásico de onda completa,

denominado también puente rectificador trifásico.

Este circuito rectificador tiene las siguientes características:

• Se emplean 6 rectificadores.

• Dos rectificadores conducen al mismo tiempo y aplican a la carga

tensiones de línea, no de fase, por lo tanto, el valor DC de la tensión en la

carga será mayor que el producido por el puente rectificador de media

onda.

• Cuando se emplea transformador, el secundario se conecta en estrella,

para aumentar las tensiones de línea.

• Presenta menor tensión de rizado.

• La frecuencia es 6 veces mayor que la de la red, es decir que en

Colombia, la frecuencia de la onda de salida de este tipo de rectificador

es de 360 Hz.

Figura 176. Puente rectificador trifásico



El proceso de conducción es el siguiente:

1) Cuando D1 conduce la corriente sale de la fase R, pasa por D1, atraviesa

la carga y cuando retorna a través del diodo D5, la tensión aplicada a la

carga es la tensión de línea VRS. Cuando retorna a través del diodo D6, la

tensión aplicada a la carga será ahora la tensión de línea VRT.

2) Cuando D2 conduce la corriente sale de la fase S, pasa por D2, atraviesa


carga es la tensión de línea VST. Cuando retorna a través del diodo D4, la

tensión aplicada a la carga será ahora la tensión de línea VSR.

3) Cuando D3 conduce la corriente sale de la fase T, pasa por D3, atraviesa


carga es la tensión de línea VTS. Cuando retorna a través del diodo D4, la

tensión aplicada a la carga será ahora la tensión de línea VTR.

La figura 177 muestra finalmente la tensión rectificada en la carga, con la

información de que diodos conducen por cada intervalo y por lo tanto sirve para

calcular el valor DC de la tensión de salida del puente rectificador trifásico con

carga resistiva.

Figura 177. Tensión de salida del puente rectificador trifásico

VDC = VRS VMF VMF

VMF



Se puede concluir que la tensión DC del puente rectificador trifásico es el doble

de la del rectificador trifásico de media onda con lo que se logra un aumento del

100%, lo cual justifica utilizarlo.

13.9 ESPECIFICACIONES TECNICAS DE LOS EQUIPOS DE RX

COMERCIALES

13.9.1 EQUIPOS PORTATILES

Diseñado para las áreas en radiología, salas de recién nacidos, salas de cirugía,

emergencia, veterinaria. Fácil desplazamiento y operación.

Las especificaciones son las siguientes:

• Marca: Perlong Group

• Modelo: PLX102

• Fuente de poder: 2.96KW

• Tubo radiográfico: ánodo fijo

• Rectificación de onda completa monofásica

• Voltaje del tubo: 40~90KV

• Corriente del tubo: 50~90KV 15mA, 50~90KV 30mA, 40~80KV 50mA

• Tiempo de exposición: 50-90KV 15mA 0.1-6.3s, 50-90KV 30mA 0.1-6.3s,

40-80KV 50mA 0.1-1.5s

• Fuente de alimentación: 110V/60Hz



13.9.2 EQUIPOS FIJOS

Cuenta con un generador radiográfico digital de diseño compacto y de alto

desempeño con sistema contactor SCR, sistema para protección de tubo de

estado sólido y timer digital que contribuye a mejorar la calidad de la imagen,

dando como resultado imágenes con alto contenido de detalles anatómicos.

Este sistema puede ser utilizado en hospitales, clínicas, centros médicos,

unidades de urgencias, salas de ortopedia y traumatología general, adulto y

pediátrico.

Las especificaciones son las siguientes:

• Marca: AMERICOMP

• Modelo: Spectra 325D

• Capacidad de generación de rayos x desde 50mA hasta 300mA a 125Kvp



• Contactor SCR con sistema automático de seguridad (Back-up)

electromagnético que abre y cierra el circuito a cero (0) voltaje, previendo

cualquier daño por pico de voltaje en el tubo de rayos x.

• Sistema de alarmas para técnicas erróneas de miliamperaje, kilovoltaje y

tiempo de exposición, este sistema previene daños en el equipo por fallas

en el suministro eléctrico, cortos circuitos o mal manejo del operario.

• Sistema digital de mAs. Optimiza el tiempo del operario en la exposición

de toma de estudios.

• Sistema compensatorio de línea de 8 pasos, esta característica técnica

permite operar el equipo en condiciones criticas de voltaje, pudiendo

estabilizar la corriente exigida por el fabricante.

• Selector de miliamperaje de 5 pasos, 2 de foco corto (50S,100S) y 3 para

foco largo (150L,200L,300L).

• Timer digital para el tiempo de exposición con 23 pasos de 1/120 a 6

segundos. Esta aplicación permite tomar estudios radiográficos a todo

tipo de pacientes, incluso obesidad critica.

• Selector de kilovoltaje de 40 a 125Kvp, ajustable en incrementos de 2

kilovotios.

• Sistema para doble bucky, de mesa y de pared (soporte de tórax).

• Panel de control de vinilo de alta resistencia fácil de limpiar.



14. EQUIPOS DE TOMOGRAFIA AXIAL COMPUTARIZADA

Una de las aplicaciones más sobresaliente de los RX en imágenes médicas la

constituye indudablemente la tomografía computada de RX. Tomografía viene

del griego tomos que significa corte o sección y de grafía que significa

representación gráfica. Por tanto tomografía es la obtención de imágenes de

cortes o secciones de algún objeto. La palabra axial significa "relativo al eje".

Plano axial es aquel que es perpendicular al eje longitudinal de un cuerpo. La

tomografía axial computarizada o TAC, aplicada al estudio del cuerpo humano,

obtiene cortes transversales a lo largo de una región concreta del cuerpo (o de

todo él). Computarizar significa someter datos al tratamiento de una

computadora. LA TAC es una exploración de rayos X que produce imágenes

detalladas de cortes axiales del cuerpo. En lugar de obtener una imagen como la

radiografía convencional, la TAC obtiene múltiples imágenes al rotar alrededor

del cuerpo. Una computadora combina todas estas imágenes en una imagen

final que representa un corte del cuerpo como si fuera una rodaja. Esta máquina

crea múltiples imágenes en rodajas (cortes) de la parte del cuerpo que está

siendo estudiada. Se trata de una técnica de visualización por rayos X. Se puede

decir entonces, que es una radiografía de una fina rodaja obtenida tras cortar un

objeto. En la radiografía se obtiene una imagen plana (en dos dimensiones) de

un cuerpo (tridimensional) haciendo pasar a través del mismo un haz de rayos X.

Entre las ventajas de la TAC se encuentra que es una prueba rápida de realizar,

que ofrece nitidez de imágenes que todavía no se han superado con la

resonancia magnética nuclear como es la visualización de ganglios, hueso, etc.

y entre sus inconvenientes se cita que la mayoría de veces es necesario el uso

de contraste intravenoso y que al utilizar rayos X, se reciben dosis de radiación

ionizante, que a veces no son despreciables. Por ejemplo en una TAC

abdominal, se puede recibir la radiación de más de 50 radiografías de tórax, el

equivalente de radiación natural de más de cinco años.

La figura 178, muestra el estudio completo de una tomografía computada, de

donde se desprende el siguiente diagnostico:



• Imagen A: Angio-Tac que demuestra disección de aspecto agudo de la

aorta torácica descendente, con permeabilidad del falso lumen y flap de

disección (flecha);

• Imagen B: Sin uso de contraste se demuestra hemopericardio (flecha

discontinua) y leve hemotórax (flecha continua), lo que traduce

complicación por rotura;

• Imagen C: Reconstrucción tridimensional de la aorta en toda su longitud,

demostrando que el compromiso por el flap es sólo de aorta torácica

descendente con extensión a segmento abdominal infrarrenal, por lo que

constituye una disección tipo B complicada por rotura.

Figura 178. Imágenes TAC de disección aguda complicada en aorta descendente

(www.scielo.cl/scielo.php)



14.1 PRINCIPIOS DE TOMOGRAFÍA AXIAL COMPUTARIZADA

14.1.1 CONCEPTO DE INTENSIDAD DE RADIACION (I) y ATENUACION (µ)

La cantidad de radiación (I), de RX que penetra un tejido, depende del número

atómico de los elementos químicos que lo componen. Materiales con número

atómico grande absorberán, es decir, atenuaran una mayor radiación que los de

menor número, por ser más densos. Es decir que los tejidos con mayor

coeficiente de atenuación, µ, absorberán mayor radiación que los de menor

coeficiente. Este comportamiento se refleja en la radiología convencional, en

donde, la proyección de los objetos más densos (µ altos), como por ejemplo los

huesos, impresionan menos la placa fotosensible, que los de bajo coeficiente de

atenuación, por ejemplo los pulmones. De ahí que en la placa los huesos se

vean blancos y los pulmones oscuros. La figura 179, muestra la relación entre

las radiaciones de entrada y salida al tejido con el grosor de este y su coeficiente

de atenuación, µ.

Figura 179. Concepto de atenuación de RX en un tejido

Como puede observarse, la radiación a la salida del tejido (I), depende de la

intensidad de la radiación de entrada (I en eV), del espesor del tejido (x en cm) y

del coeficiente de atenuación (µ). Este coeficiente de atenuación es una

propiedad física de cada tejido y sus unidades son cm-1.

HAZ INCIDENTE (Io eV)

HAZ EMERGENTE (ATENUADO) (I eV)

OBJETO (TEJIDO)X (cm)

I = I0 e - µx

µ



14.1.2 PRINCIPIO DE FUNCIONAMIENTO DE LA TOMOGRAFÍA

COMPUTADA

La figura 180 muestra la forma más sencilla de tomografía computarizada que

consiste en el uso de un haz de rayos X (Io) finamente colimado y un único

detector. La fuente de rayos X y el detector están conectados de tal modo que

se mueven de forma sincronizada. Cuando el conjunto fuente-detector efectúa

un barrido, o traslación, del paciente, las estructuras internas del cuerpo atenúan

el haz de rayos X según sus respectivos valores de número atómico y densidad

de masa. La intensidad de radiación detectada variará, formando un perfil de

intensidad (I) llamado proyección. Al concluir la traslación, el conjunto fuente-

detector regresa a su posición de partida, y el conjunto completo gira para iniciar

una segunda traslación. Durante ésta, la señal del detector vuelve a ser

proporcional a la atenuación del haz de rayos X de las estructuras anatómicas,

de lo que se obtiene un segundo resultado de exploración.

Figura 180. Principio de la Tomografía Computada



Si se repite este proceso un número elevado de veces, se generarán numerosas

proyecciones. Estas proyecciones no se perciben visualmente, sino que se

almacenan en un computador. Después, se procesan y estudian sus patrones

de superposición para reconstruir una imagen final de las estructuras

anatómicas. La superposición de las proyecciones no se produce como podría

imaginarse en primera instancia. La señal del detector durante cada traslación

se registra en incrementos de un máximo de 1.000. El valor de cada incremento

está relacionado con el coeficiente de atenuación de los rayos X que

corresponde al trayecto total de la radiación por el tejido. Mediante el empleo de

ecuaciones simultáneas se obtiene finalmente una matriz de valores

representativa de la sección transversal de la estructura sometida a examen. A

este principio de tomografía se le denomina de primera generación, ya que fue el

primer sistema desarrollado en 1970, por G. N. Hounsfield.

14.1.3 GENERACIONES DE TOMOGRAFÍA COMPUTADA

• PRIMERA GENERACIÓN: (Traslación – Rotación)

El funcionamiento se basa en un tubo de Rx y un detector, este sistema

hace el movimiento de translación rotación. Para obtener un corte

tomográfico son necesarias muchas mediciones y, por tanto muchas

rotaciones del sistema, lo que lleva a tiempos de corte muy grandes

(superiores a 5 minutos). Se usó para tomografías de cráneo. La figura

181, muestra el principio de esta primera generación.

Figura 181. Tomografía computada de primera generación



• SEGUNDA GENERACIÓN: (Traslación – Rotación)

En esta generación se utilizan varios detectores y un haz de RX en

abanico, lo que aumentaba la radiación dispersa, con esto se consigue

que el tiempo de corte se reduzca entre 20 y 60 seg. La figura 182,

muestra el principio de esta segunda generación.

Figura 182. Tomografía computada de segunda generación

• TERCERA GENERACIÓN: (Rotación – Rotación)

El tubo de RX y la matriz de detectores giraban en movimientos

concéntricos alrededor del paciente. Como equipos de sólo rotación, los

escáneres de tercera generación eran capaces de producir una imagen

por segundo.

El escáner de TC de tercera generación utiliza una disposición curvilínea

que contiene múltiples detectores y un haz en abanico. El número de

detectores y la anchura del haz en abanico, de entre 30 y 60° y el haz en

abanico y la matriz de detectores permiten ver al paciente completo en

todos los barridos.

La disposición curvilínea de detectores se traduce en una longitud

constante de la trayectoria del conjunto fuente-detector, lo que ofrece

ventajas a la hora de reconstruir las imágenes. Esta característica de la

matriz de detectores de tercera generación permite además obtener una



mejor colimación del haz de RX, con la reducción de la radiación

dispersa. La figura 183, muestra el principio de esta tercera

generación.

Figura 183. Tomografía computada de tercera generación

• CUARTA GENERACIÓN: (Rotación – Estacionaria)

Los escáneres de cuarta generación poseen sólo movimiento rotatorio. El

tubo de RX gira, pero la matriz de detectores no. La detección de la

radiación se realiza mediante una disposición circular fija de detectores.

El haz de rayos X tiene forma de abanico, con características similares a

las de los haces usados en equipos de tercera generación. Estas

unidades alcanzan tiempos de barrido de 1 segundo y pueden cubrir

grosores de corte variables, así como suministrar las mismas

posibilidades de manipulación de la imagen que los modelos de

generaciones anteriores.

La matriz de detectores fijos de los escáneres de cuarta generación no

produce una trayectoria de haz constante desde la fuente a todos los

detectores, sino que permite calibrar cada detector y normalizar su señal

durante cada barrido. La figura 184, muestra el principio de esta cuarta

generación.



Figura 184. Tomografía computada de cuarta generación

• QUINTA GENERACIÓN: (Estacionario – Estacionaria)

En esta clase de TC hay múltiples fuentes fijas de RX que no se mueven

y numerosos detectores también fijos. Son muy caros, muy rápidos y con

tiempos de corte muy pequeños. No se emplearon ampliamente. La figura

185, muestra el principio de esta quinta generación.

Figura 185. Tomografía computada de quinta generación

Estacionario



• SEXTA GENERACIÓN:

Se basan en un chorro de electrones. Es un cañón emisor de electrones

que posteriormente son reflexionados (desviados) que inciden sobre

láminas de tungsteno. El detector esta situado en el lado opuesto del

Gantry por donde entran los fotones. Consigue 8 cortes contiguos en 224

mseg. Apenas se utilizaron, eran muy costosos y enormes, poco útiles.

La figura 186, muestra el principio de esta sexta generación.

Figura 186. Tomografía computada de sexta generación

• SEPTIMA GENERACIÓN: HELICOIDAL

En estos sistemas el tubo de RX y los detectores se montan, sobre

anillos deslizantes y no se necesitan cables para recibir electricidad o

enviar información recibida. Esto permite una rotación completa y

continua del tubo y detectores. La camilla de exploración, se desplaza

con una velocidad constante.

El haz de RX traza un dibujo en forma de hélice sobre la superficie del

paciente, mientras se adquieren inmediatamente los datos de un volumen

de su anatomía, por esto se denomina TC volumétrico o helicoidal.



Las imágenes o cortes axiales se reconstruyen a partir de los datos

obtenidos en cada uno de los ciclos del TC helicoidal, también puede

funcionar como un TC convencional.

Fue introducida por Siemens en el año 1990, actualmente casi todos los

equipos de TC que se venden son helicoidales, los tiempos de

exploración son de 0.7 y 1 segundo por ciclo. La figura 187, muestra el

principio de esta séptima generación.

Figura 187. Tomografía computada de séptima generación (Helicoidal)

Las características de la tomografía helicoidal son las siguientes:

- Tiempos de corte superrápidos

- Alta calidad de la imagen

- Tubo de RX grande y eficiente

- Detectores de estado sólido. Semiconductores muy eficientes.

- Computadores con capacidad de trabajo en multitareas y

procesamiento en paralelo.

La tomografía helicoidal ha permitido la obtención de nuevas imágenes en

los siguientes casos:

- Detección de nódulos pulmonares

- Colonoscopia virtual para detección no invasiva de pólipos.



- Multifase y estudios de perfusión.

- Angiografía periférica

- Angiografía coronaria no invasiva

La figura 188, muestra una colección de imagines tomadas con

tomografía helicoidal en donde se aprecia la calidad y nitidez de estas.

Figura 188. Imágenes obtenidas con tomografía helicoidal

14.2 COMPONENTES DE UN SISTEMA DE TOMOGRAFÍA COMPUTADA

Sea cual sea el tipo de tomografía que se utilice, en su diseño cabe distinguir

cinco componentes principales: el gantry, el computador de procesamiento de

datos, la consola del operador, la mesa de paciente y la impresora láser. La

figura 189, muestra el diagrama de bloques básico del sistema de tomografía

computada, la figura 190, el esquema real y su distribución en la sala de

radiología y la figura 191, un sistema comercial.



Figura 189. Diagrama de bloques básico de un sistema de tomografía computada

Figura 190. Distribución en la sala de radiología del sistema de tomografía computada

Consola

Gantry

Mesa paciente

Impresora Laser



Figura 191. Sistema comercial de tomografía computada

14.2.1 GANTRY

Contiene un tubo de rayos X, la matriz de detectores, el generador de alta

tensión y los colimadores. Estos subsistemas se controlan mediante órdenes

electrónicas transmitidas desde la consola del operador, y transmiten a su vez

datos al ordenador con vistas a la producción y análisis de las imágenes

obtenidas. La figura 192, muestra la fotografía interna de un gantry, en donde la

T señala al tubo de RX y la D a los detectores de RX.

Tubo de rayos x. En la mayoría de los tubos se usan rotores de alta

velocidad para favorecer la disipación del calor. Los escáneres de TC diseñados

para la producción de imágenes con alta resolución espacial contienen tubos de

RX con punto focal pequeño con tamaños de 0.5 x 1.5 mm y 1.0 x 2.5 mm. Los

requerimientos de potencia son 120 KV con corrientes del tubo entre 200 y 500

mA, produciendo RX con energías entre 30 y 129 keV.

Conjunto de detectores. Los primeros escáneres de TC tenían un solo

detector. Los más modernos utilizan numerosos detectores, en disposiciones



que llegan hasta contener 2.400 elementos de dos categorías: detectores de

centelleo y detectores de gas.

Figura 192. Fotografía interna de un gantry de TC de cuarta generación

Colimación. En TC a veces se utilizan dos colimadores. El primero se

monta en la cubierta del tubo o en sus proximidades, y limita el área del paciente

que intercepta el haz útil, determinando así el grosor del corte y la dosis de

radiación recibida por el paciente. Este colimador prepaciente suele constar de

varias secciones que permiten obtener un haz de rayos X casi paralelo. Un

ajuste inapropiado de los colimadores prepaciente origina un exceso innecesario

de dosis de radiación en el paciente durante la TC.



El segundo colimador (pospaciente), restringe el campo de RX visto por la matriz

de receptores. Este colimador reduce la radiación dispersa que incide sobre los

detectores.

Generador de alta tensión. Todos los escáneres de TC funcionan con

alimentación trifásica o de alta frecuencia (5 a 50 KHz). Así, admiten velocidades

superiores del rotor del tubo de RX y los picos de potencia característicos de los

sistemas pulsátiles.

14.2.2 CAMILLA DE PACIENTE

Sostiene al paciente en una posición cómoda, está construida con un material de

bajo número atómico, como fibra de carbono. Dispone de un motor que acciona

la camilla con suavidad y precisión para lograr una posición óptima del paciente

durante el examen, en particular en técnicas de TC espiral. Si la posición del

paciente no es exacta, tal vez se efectúen barridos repetidos de un mismo tejido,

o se dejen secciones anatómicas sin examinar.

14.2.3 COMPUTADOR

La tomografía computarizada no sería posible si no se dispusiera de un

computador digital ultrarrápido. Se requiere resolver simultáneamente del orden

de 30.000 ecuaciones; por tanto, es preciso disponer de una máquina de gran

capacidad. Con todos estos cálculos el ordenador reconstruye la imagen.

La mayoría de los computadores requieren un entorno especial y controlado; en

consecuencia, muchas instalaciones de TC deben disponer de una sala contigua

dedicada al equipo informático. En la sala del computador se han de mantener

condiciones de humedad y temperatura.

14.2.4 CONSOLA DE CONTROL

Numerosos escáneres de TC disponen de dos consolas, una para el técnico que

dirige el funcionamiento del equipo y la otra para el radiólogo que consulta las

imágenes y manipula su contraste, tamaño y condiciones generales de

presentación visual. La consola del operador contiene dispositivos de medida y

control para facilitar la selección de los factores técnicos radiográficos

adecuados, el movimiento mecánico del gantry y la mesa del paciente y los

mandatos comunicados al computador para activar la reconstrucción y



transferencia de la imagen. La consola de visualización del médico acepta la

imagen reconstruida desde la consola del operador y la visualiza con vistas a

obtener el diagnóstico adecuado.

14.2.5 ALMACENAMIENTO DE IMÁGENES

Existen numerosos formatos de imágenes útiles en el campo de la radiología.

Los escáneres actuales almacenan los datos de las imágenes en discos duros

del computador.

14.2.6 IMPRESORA LASER

Una vez que el radiólogo ha procesado digitalmente las imágenes para efectuar

un mejor diagnostico, puede imprimirlas para enviarlas al medico que las ha

solicitado junto con su concepto especializado.

14.3 PRINCIPIOS DE LA RECONSTRUCCION DE LA IMAGEN

Aunque la imagen obtenida en la pantalla del computador es bidimensional

corresponde en la realidad a un volumen. El soporte donde se crea la imagen es

una MATRIZ, que es un concepto abstracto y matemático. Esta matriz no se ve,

se ve solo la imagen. La matriz es una rejilla cuadrada compuesta de un número

variable de cuadrados pequeños, cada cuadrado recibe el nombre de PIXEL

(dos dimensiones, 2D).

Como la imagen obtenida es una representación bidimensional de un cierto

volumen de tejido, esta matriz no es plana si no que tiene un espesor (ds). A

este espesor se le denomina espesor de corte y lo determinan las dimensiones

del colimador a la salida del tubo de RX.

Ahora bien, examinando un solo pixel, como si se sacara de la matriz, se

observa que el pixel tiene un espesor (espesor de corte fijado por los

colimadores), pues bien al pixel más el espesor de corte se le denomina VOXEL

(tres dimensiones, 3D). La figura 193, ilustra los conceptos expuestos

anteriormente.



Figura 193. Concepto de matriz, píxel y voxel

El tubo de RX gira alrededor del paciente y da una información a los detectores

de RX, que mediante instrumentacion electrónica, las convierte en señales

eléctricas, que se amplifican, se filtran y se digitalizan, asociando cada píxel a

unas coordenadas espaciales (x, y, z), tal como se muestra en la figura194.

Figura 194. Conversión de RX en señal eléctrica digitalizada

Pixel

Detector de centelleo o de gas

Convertidor de corriente en

voltaje (Amplificador

transconductancia)

Integrador

MultiplexorConvertidor Analogo/

Digital

Al PC

I = I0 e - µx



El computador después de computar toda la información, otorga un valor

numérico a cada pixel (que se corresponde con el coeficiente de atenuación), a

este número del pixel se le asigna un color en una escala de grises que va

desde el blanco hasta el negro, teniéndose una amplia gama de grises capaz de

representar cualquier imagen.

Para crear la imagen, se necesita saber todos los coeficientes de atenuación de

cada uno de los voxeles de la matriz del corte tomográfico. Este cálculo se hace

por dos métodos, el iterativo y el analítico.

14.3.1 Método Iterativo: El computador va haciendo sumas verticales,

horizontales y diagonales de la matriz, hasta que obtiene la coincidencia de

todos los datos. No se puede reconstruir la imagen hasta que se tengan todos

los datos, es decir el coeficiente de atenuación de cada voxel de la matriz.

Se estiman las celdas de una matriz a partir de la suma de sus componentes

medida en las proyecciones. Se supone la proyección como una suma

ponderada de los elementos y se trata de estimar los pesos correspondientes.

Se inicia asumiendo todas las celdas de la matriz en ceros y se toma la primera

proyección que se reparte en partes iguales en todas las celdas. Posteriormente

se compara el resultado de la suma en la dirección de la segunda proyección. Si

hay diferencias se reparten equitativamente en las celdas correspondientes. Se

continúa de la misma manera hasta considerar todas las proyecciones. Se

finaliza así la primera iteración. El procedimiento se repite otra vez desde la

primera iteración y se itera hasta obtener un resultado con la resolución

numérica deseada.

La figura 195, muestra la matriz y la formula para calcular el valor estimado del

coeficiente de atenuación de cada voxel.



Figura 195. Método de iteración para el cálculo del coeficiente de atenuación

µij : Coeficiente de atenuación real a calcular

n+1 : iteración actual

n : iteración anterior

∑ µij : Sumatoria real de coeficientes en la proyección

µij n+1

: Coeficiente estimado en la iteración actual

µij n

: Coeficiente estimado en la iteración anterior

N : Numero de coeficientes de atenuación en la proyección

∑ µij : Sumatoria estimada de coeficientes de la iteración anterior n

j

i

µij

µijn+1

= µijn

+ ∑µij _ ∑ µijn

N

∑ µij

1 N



Se aplicará el método iterativo a una matriz 2x2 para el siguiente caso:

Obsérvese que hay dos proyecciones verticales, dos horizontales y dos

diagonales. En cada caso la suma total de atenuaciones corresponde a la suma

de dos atenuaciones individuales de dos celdas.

Paso 1: Asumir todas las celdas en ceros:

Paso 2: Iteración 1, proyección vertical

Aplicando la formula de la figura 195 a la proyección vertical izquierda:

µ11 = 0 + (11 – 0)/2 = 5.5

µ21 = 0 + (11 – 0)/2 = 5.5

Aplicando la formula de la figura 195 a la proyección vertical derecha:

µ12 = 0 + (9 – 0)/2 = 4.5

µ22 = 0 + (9 – 0)/2 = 4.5

0 0

0 0 0

0

000

0

µ11 µ12

µ21 µ22



La matriz después de esta primera iteración queda así:

Paso 3: Iteración 2, proyección horizontal:

Aplicando la formula de la figura 195 a la proyección horizontal superior:

µ11 = 5.5 + (12 – 10)/2 = 6.5

µ12 = 4.5 + (12 – 10)/2 = 5.5

Aplicando la formula de la figura 195 a la proyección horizontal inferior:

µ21 = 5.5 + (8 – 10)/2 = 4.5

µ22 = 4.5 + (8 – 10)/2 = 3.5

La matriz después de esta segunda iteración queda así:

Paso 4: Iteración 3, proyección diagonal:

Aplicando la formula de la figura 195 a la proyección diagonal derecha:

µ12 = 5.5 + (13 – 10)/2 = 7

µ21 = 4.5 + (13 – 10)/2 = 6

5.5

11

5.5

4.5

4.5

9

10

10

1010

6.5

11

4.5

5.5

3.5

9

12

8

1010



Aplicando la formula de la figura 195 a la proyección diagonal izquierda:

µ11 = 6.5 + (7 – 10)/2 = 5

µ22 = 3.5 + (7 – 10)/2 = 2

La matriz después de esta tercera iteración queda así:

Obsérvese como con los valores hallados de atenuación para cada píxel de esta

matriz cumple con la sumatoria total de cada una de las proyecciones, por lo

tanto esta es la solución definitiva.

En la realidad la radiación que llega a cada detector es la debida a la atenuación

total de la trayectoria del haz. Esta se calcula de la siguiente manera:

µT = ln (Io/I)/x, en donde Io, I, x, son valores conocidos del problema. Por lo tanto

en el computador de procesamiento de datos se calcula cada µT correspondiente

a su respectiva proyección y con el método iterativo, se calcula la atenuación µij

de cada voxel de la matriz.

14.3.2 Método Analítico: Tiene varias posibilidades, tales como la transformada

de Radon, la transformada de Fourier en 2D, pero la más usada es el método de

retroproyección filtrada. El método analítico se trata de empezar a reconstruir la

imagen según se van recibiendo los datos, así se crea una imagen

unidimensional y se representa a continuación en la matriz, esto se hace

sucesivamente con todos los disparos; después de todas las reconstrucciones

se crea finalmente la imagen. Esta imagen es filtrada mediante un filtro

KERNEL, que en realidad lo único que va a hacer es una superposición de una

determinada curva, correspondiente a una determinada formula matemática

5

11

6

7

2

9

12

8

137



(filtro) a la curva obtenida mediante la adquisición de los datos de los detectores;

esto es, multiplicando el valor obtenido por los detectores por un filtro Kelnel

para así obtener el resultado. Su finalidad es resaltar los datos de la imagen que

puedan tener alguna importancia diagnostica. Los filtros Kernel son formulas

matemáticas y hay distintos tipos de filtros, se seleccionan dependiendo de lo

que más interese ver. Los filtros más importantes son:

• SHARP: Realza bordes de estructuras de muy distinto coeficiente de

atenuación.

• REALCE DE BORDES: Realza la diferencia entre bordes, realza más la

diferencia de contraste entre estructuras de no muy distinto coeficiente de

atenuación.

• SUAVIZADO: Lo que hace es disminuir los artefactos debidos la ruido

estático, va a limar diferencias.

14.4 CONSTRUCCIÓN DE LA ESCALA DE GRISES

Una vez calculado el valor de la atenuación de cada voxel de la matriz de la

imagen, se procede a calcular el número correspondiente en tomografía

computada denominado valor TC, de la siguiente manera:

Valor TC = (µcalculado – µagua)/ µagua x 1000 (Unidades Hounsfield, HU)

Hay que tener en cuenta que esta escala consta de un número superior a 4.000

unidades HU, y que se representa en escala de tonalidades grises, de forma que

el más denso (HU más alto) se aproxime al blanco, mientras que el menos

denso (HU baja) se aproxime al negro. La figura 196, muestra la escala de

unidades de Hounsfield, para la mayoría de tejidos del cuerpo humano.

Obsérvese como el hueso compacto tiende a +1000 HU y corresponderá al

blanco en la imagen y los pulmones tienden a – 900 HU y corresponderá al

negro en la imagen de tomografía computada.



Figura 196. Escala de atenuación en HU para los tejidos del cuerpo humano

14.5 CONCEPTO DE VENTANA Y CENTRO

Ahora bien, el ojo humano no es capaz de distinguir más de 40 escalones de

grises aproximadamente. Por tanto, nuestro ojo, si ve 100 unidades HU con la

misma tonalidad de gris, creerá que todo lo que está en el rango entre 0 y 100

es de la misma materia, lo cual es grave; ya que para nuestra vista será lo

mismo cartílago, hígado, intestino, etc, tal como se puede ve en la grafica 196,

con los tejidos parenquimatosos.

Afortunadamente existe un truco para que esto no ocurra así. Representar en

escalones de gris, solamente la parte de la escala que interesa. Supóngase que

se va a mostrar en el monitor de imágenes la parte correspondiente al rango

entre 0 y +80. El gris medio corresponderá al 40; por encima de 80 todo será

blanco y por debajo de 0 todo será negro. Ahora se pueden ver diferencias,

entre cada dos unidades.

A esta anchura o cantidad de valores HU, las cuales se pueden seleccionar

libremente en la consola de control se le llama ventana.



Supóngase ahora que se requiere ver, con la ventana anterior de 80 HU, es la

zona de grasa; pues simplemente se traslada esta, de forma que su límite

superior será -20. Todo lo que tenga una HU superior a este valor, será blanco.

El límite inferior será -100 y todo lo que esté por debajo de este valor será negro.

Este truco de la ventana todavía es algo ambiguo, ya que sólo indica qué

cantidad de unidades se verán en escalones de gris, pero no dice en qué zona

de la escala está situado.

Se requiere introducir otro concepto denominado centro o nivel. Este centro, o lo

que es lo mismo el gris medio, va a indicar en qué valor HU se encuentra la

mitad de la ventana.

Resumiendo, cuando se representa la imagen en alguna parte del monitor, se

indicaran dos valores: la ventana, que informa cuantas unidades CT se

representará, y el centro, que indicará en qué parte de la escala se esta ubicado.

La siguiente tabla sugiere los valores de centro y ventana para diferentes

órganos:

Región Ventana Centro

Base de Cráneo 240 35

Cerebro 120 35

Abdomen 400 35

Columna Dorso Lumbar

450 40

Orbita 240 35

Pulmón 400 700

Pelvis 450 40

Hígado/Páncreas 350 40

Columna Cervical

350 40

Silla Turca 240 35

Oído Interno 4000 300

Extremidades 350 40



La figura 197, ilustra el concepto de centro y ventana, para una imagen de TC

abdominal de hueso, intestino y pulmones.

Figura 197. Concepto de centro/ventana para tres órganos diferentes

Se puede observar en la figura 197, que en el caso del hueso, el centro está

ubicado en 1000 HU y el ancho de la ventana es de 2500 HU. Para el intestino,

la calibración es de -50 HU/400 HU y para los pulmones -600 HU/1700 HU,

comprobándose como con esta técnica de procesamiento digital de imágenes se

resalta en la imagen lo que se quiere estudiar con más detalle.

Hueso

Intestino

Pulmones



14.6 FACTORES DE CALIBRACION DE UN TOMOGRAFO COMPUTADO

Los valores que se pueden seleccionar en un Tomógrafo Computado son los

siguientes:

• Campo de medición (FOV): Existen dos tipos de campos el campo

medido y el campo representado.

Campo medido: es el tamaño de apertura en el gantry, esto es,

preparar los detectores necesarios para hacer la medición, los demás

detectores solo están preparados para recibir densidad aire. Si estos

detectores recibieran RX aparecerían artefactos por fuera de campo.

Campo de representación: se refiere a la parte del campo de medición

que va a ser representada por el ordenador en el monitor. Una vez

elegido el campo de medición ahora decidimos si se representa todo o

una parte. El campo de representación debe ser lo más pequeño posible

ya que determinara junto con la matriz el tamaño del pixel.

• Tamaño de la matriz: Es la cuadricula donde se representa la imagen, su

tamaño viene dado por el número de pixels e influye en la resolución

espacial, a mayor tamaño mayor resolución

• Grosor de corte: Es la tercera dimensión en un corte de un TC. Voxel =

tamaño pixel + grosor de corte. Influye en la resolución espacial. A grosor

de corte más fino mejor resolución espacial, por el contrario a cortes más

finos mayor numero de cortes, mayor tiempo de reconstrucción, más

ruido, y más calentamiento del tubo de RX.

• Tiempo de corte: Es un valor que el técnico debe de valorar según sea el

paciente y el estudio a realizar. Se puede acortar el tiempo de corte si el

barrido del tubo de RX es incompleto o si la reconstrucción de la imagen

se hace posterior a los cortes y no al mismo tiempo.

• Kv y mAs: El Kv siempre es alto de 100 Kv a 150 Kv. El mA es lo único

que se modifica en al practica para evitar el ruido. A mas mA menor ruido.

• Punto focal

• Algoritmo de reconstrucción: Filtros



14.7 EQUIPOS COMERCIALES DE TOMOGRAFÍA COMPUTADA

Las siguientes son las especificaciones técnicas de un equipo de tomografía

computada de última generación:

I. DESCRIPCIÓN:

1. Equipo de tomografía computarizada con un tiempo de rastreo o

exploración de 0.5 segundos o menor en un giro de 360º o rotación

2. De 16 cortes o mayor

3.- Gantry

3.1 Con angulación de +/- 30º o mayor

3.2 Apertura de mínimo 70 cm.

4. Tubo de rayos X con capacidad de almacenamiento de calor en el ánodo

de mínimo 5 MHU o mayor

5. Con un espesor de corte menor a 1 mm.

6. Reconstrucción de imagen en 1 segundo o menor o 1 corte por segundo

7. Matriz de reconstrucción de mínimo 512 x 512 elementos de imagen

8. Matriz de despliegue de 1024 x 1024 elementos de imagen o mayor

9. Monitor de 45.72 cm. o mayor o 18 pulgadas o mayor con una resolución

de 1280 x 1024

10. capacidad de espiral o exploración de al menos 100 segundos y con

una longitud de 100 cm. o mayor

11. Reconstrucción de imágenes MPR en tiempo real

12. Reconstrucción de conjuntos de cortes tridimensionales o 3D

13 Capacidad de almacenaje de 18 Gb o mayor

14. Disco óptico u óptico-magnético o CDR

15. El equipo debe incluir un programa de software para el mayor

aprovechamiento del medio de contraste

16. Programas de software para la evaluación de imágenes espirales o

helicoidales o volumétricos en angio CT o angiográficas y MIP

17. Software

17.1 Endoscopia virtual o navegador

17.2 Perfusión



17.3 Calcium scoring o smartscore o cardiac scoring

17.4 Programa para pulmón

17.5 Estudios cardiológicos; imágenes coronarias o cardiaco avanzado;

función cardiaca o función ventricular

18. Posibilidad de realizar estudios o evaluación dinámica

19. Con salida DICOM

20. Consola del operador

21. Estación de trabajo o consola de postproceso

II. ACCESORIOS:

1. Impresora en seco para película de 14” x 17” o 35 x 43 cm.

2. Inyector de medio de contraste para tomografía computarizada

3. Con unidad de energía ininterruptible UPS, para el respaldo del equipo

de computo de al menos 30 min o mayor

4. Posibilidad de realizar intervenciones guiadas o floruro CT o modo de

biopsia que incluya monitor dentro de la sala de examen o en el cuarto de

examinación

III. CONSUMIBLES:

1. Disco óptico u óptico magnético o CDR

2. Película para la impresora

A continuación se describirá de manera resumida las características técnicas de

los equipos de tomografía computada de los fabricantes líderes a nivel mundial

de esta tecnología:

14.7.1 TOSHIBA – AQUILION 64

Para muchas publicaciones especializadas, este es el tomógrafo multicorte

(multislice)más avanzado del mundo. Adquiere imágenes volumétricas a través

de un detector Quantumde 64 filas. Posee un detector de 64 canales de

adquisición reales, y algoritmo de reconstrucción 3D. Su detector produce alta

velocidad, alta resolución de imagen, con muy buena resolución de bajo

contraste a la dosis mas baja. Estas características hacen que sea muy versátil y

sumamente aplicable en el ámbito del diagnóstico cardíaco y cardiovascular.



Permite la mejor visualización de las arterias coronarias y la obtención de cortes

del corazón de forma sumamente veloz. Su tecnología le permite adquirir 64

cortes de 0.5mm de espesor por rotación y permite obtener una imagen

isotrópica en cualquier región de la anatomía, de forma que, con la retención de

la respiración del paciente tan solo por debajo de los diez segundos, ya habilita

la posibilidad de adquisición de la misma. La figura 198, muestra al tomografo

anteriormente descrito.

Figura 198. Tomógrafo Computado Toshiba Aquilion 64

14.7.2 GENERAL ELECTRIC - LIGHTSPEED VCT

La línea LightSpeed de G.E. Halthcare abarca diferentes modelos para cubrir las

crecientes necesidades del desarrollo del diagnóstico por imágenes.

Su denominación deviene de la especificación de Tomografía Computada

Volumétrica. Este modelo se destaca por la utilización del detector V-Res™, que

ofrece, al mismo tiempo, una amplia cobertura anatómica y alta resolución.

Por cada rotación cubre 4 cm del cuerpo del paciente. Cuenta con 64 canales de

rotación elevada para la obtención de datos volumétricos. Alcanza los 350

milisegundos por rotación. En cuanto a sus posibles aplicaciones, permite

examinar órganos completos en menos de un segundo. También es altamente

aplicable en cuestiones cardíacas, pudiendo analizar el corazón en solo cinco

latidos. La figura 199, muestra al tomógrafo anteriormente descrito.



Figura 199. Tomógrafo Computado General Electric - Lightspeed VCT

14.7.3 PHILIPS MEDICAL SYSTEM – BRILLANCE CT

La línea Brillance de Philips cuenta con un equipo estrella de 64 canales.

Su tiempo de rotación es de 0.4 segundos y la adquisición de datos volumétricos

es de 64 por 0.625 mm. La resolución de imagen isotrópica es de 0.34 mm. Su

utilización permite la obtención de imágenes de alta resolución, con

preponderancia en el área cardiaca y la evaluación general de las arterias

coronarias. También es apto para estudios pulmonares. Ofrece un sistema

denominado RapidView™ que posibilita el uso de una técnica de reconstrucción

de imágenes de alta calidad en un tiempo extremadamente rápido. La figura 200,

muestra al tomógrafo anteriormente descrito.

Figura 200. Tomógrafo Computado Phillips – Brillance CT



14.7.4 SIEMMENS - SOMATOM

La línea Somatom tiene una característica saliente: el concepto Dual Source.

Este concepto implica la utilización de dos fuentes de Rayos X combinadas con

dos detectores al mismo tiempo. Las ventajas de este sistema es que permiten

obtener el doble de resolución temporal, el doble de velocidad y reducir la dosis

de exposición del paciente. Posee un tiempo de rotación de 0.33 segundos. Su

sistema de obtención de imagen de alta resolución es el z-Sharp™, que permite

esta aplicación también con dosis mínimas de exposición. La resolución de

imagen isotrópica es de 0.24 mm. La figura 201, muestra al tomógrafo

anteriormente descrito.

Figura 201. Tomógrafo Computado Siemens – Somatom

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