LICENCIATURA:

INGENIERÍA BIOMÉDICA

UEA’S:

SEMINARIO DE PROYECTOS II

DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN DE UN SIMULADOR

DE FUNCIONES CARDÍACAS

PROFESOR: M. en I. Donaciano Jiménez Vázquez

ALUMNOS:

Beltrán Domínguez Oscar

Septiembre de 2005

INTRODUCCIÓN La electrónica moderna es un campo que en la actualidad recibe el nombre de microelectrónica. Ésta se refiere a la tecnología de circuitos integrados (IC) que, en el tiempo que se describe esto, puede producir circuitos que contienen millones de componentes en un pequeño trozo de silicio. Uno de estos circuitos microelectrónicos, por ejemplo, es una computadora digital completa que apropiadamente se denomina microcomputadora o, en forma más general, microprocesador. Los dispositivos electrónicos se pueden usar individualmente en el diseño de circuitos discretos o como componentes de un chip de circuito integrado (IC), en ambos usos tales dispositivos tienen la capacidad de realizar una amplia variedad de funciones de complejidad variable. Las aplicaciones de las técnicas de la electrónica y computación a la medicina y otros campos afines ha introducido una nueva era de progreso en la medicina. Los desarrollos más recientes en instrumentación biomédica ha puesto en manos de la medicina estas herramientas muy eficaces mediante las cuales puede expandir ampliamente sus capacidades; estas aplicaciones son tan numerosas y aquí presentamos una de ellas: El Simulador de ECG.

Los electrocardiogramas se usan muy a menudo para los exámenes médicos, investigación y desarrollo de equipo biomédico. Por consiguiente un simulador de ECG tiene una variedad grande de aplicaciones. El origen de un simulador de ECG se debe a sugerencias, a través de varios años, en talleres de interpretación de disritmias cardíacas. Numerosos participantes notaron que usando un simulador con un monitor cardíaco era una manera muy efectiva de aprender las diferentes arritmias del corazón una experiencia muy similar a la realidad.

Los simuladores ofrecen en la actualidad una solución adecuada para cada tipo de necesidad, permitiendo la comprobación de equipos que incorporan el parámetro de ECG, desde la simple comprobación del funcionamiento hasta la verificación y ajuste preciso de cada una de las especificaciones del equipo bajo test. Existen por ejemplo simuladores de ECG de 12 derivaciones, que disponen de terminales con conexión para banana, clip y pinza que permiten una rápida evaluación de Electrocardiógrafos, Monitores de paciente y Centrales de monitorización. Son equipos que disponen de gran autonomía, con indicación de descarga de pila/acumulador y desconexión automática al no ser usados.

ANTECEDENTES Se necesita una señal de ECG obtenida electrónicamente para el desarrollo y reparación de un equipo de electrocardiografía. Esto hace innecesario el realizar las mediciones en personas y en particular en la investigación y todas aquellas actividades de reparación eliminan un riesgo de potencial bajo el sujeto de prueba. El simulador de ECG que desarrollamos produce una señal conveniente de ECG (controlada por un cristal de cuarzo) y puede ser utilizada para la calibración de despliegues de pulso. Para realizar un ECG, se colocan los electrodos en partes específicas del cuerpo: brazos, piernas y tórax. Los potenciales eléctricos producidos por la actividad eléctrica del corazón, son medidos entre estos electrodos y se graban.

El origen del voltaje del músculo cardíaco es en el nodo sinusal (Figura 1), que emite un pulso que se propaga en dos partes principales temporal y espacial. El pulso y la progresión de la excitación, puede ser medida en la superficie del cuerpo. Las formas de onda resultantes y su progresión proporcionan información importante a los médicos con respecto a las enfermedades del corazón y el sistema circulatorio.

Figura 1. En el nodo sinusal se origina el voltaje en el músculo cardíaco.

El ECG puede ser desplegado continuamente en un monitor para

supervisión intensiva o puede ser registrado con pluma para documentación. En la figura 2 mostramos en detalle el latido del corazón, en la misma se puede apreciar lo que sucede con cada onda e intervalo de un ECG normal.

Figura 2. Secuencia de despolarización del miocardio, en la señal de ECG normal.

Los modernos registradores para ECG y monitores verifican y evalúan la

señal de entrada y filtran la señal de salida de artefactos y señales de ruido como por ejemplo señales provenientes de marcapasos. Esto implica que un simple generador de onda cuadrada no es satisfactorio para usarlo como simulador de ECG, ya que los equipos para ECG ignorarían simplemente tal señal.

La señal producida por el simulador que hemos desarrollado se puede

probar con diferentes monitores y registradores para ECG. Para esto presentamos a continuación la información pertinente que nos servirá para desarrollar nuestro trabajo.

ANATOMÍA Y FISIOLOGÍA DEL CORAZÓN El corazón es un órgano ubicado en la cavidad torácica y está cubierto por un saco fibroso, el pericardio. Sus paredes se componen primordialmente de músculo (miocardio), cuya estructura difiere de la del músculo esquelético y la del músculo liso. La superficie interna del miocardio, esto es, la que se encuentra en contacto con la sangre que hay dentro de las cámaras cardiacas, está tapizada por un estrato delgado de células (endotelio). Longitudinalmente el corazón está dividido en dos mitades, derecha e izquierda, cada una de las cuales consta de dos cámaras, llamadas aurículas y ventrículos. La arquitectura del corazón consiste en un esqueleto fibroso, el cual comprende cuatro anillos de tejido conjuntivo denso, donde la masa muscular de todos está unida. Las masas musculares de las aurículas están adheridas a la parte superior de dichos anillos y a la parte inferior las de los ventrículos. Entre las cavidades de la aurícula y el ventrículo de cada mitad del corazón se hallan las válvulas auriculoventriculares (AV), que le permiten a la sangre pasar de la aurícula al ventrículo pero no viceversa. Las válvulas AV derecha e izquierda se denominan tricúspides y mitrales respectivamente. Las aberturas de los ventrículos hacia el interior de la arteria pulmonar y hacia la aorta están controladas también por válvulas que permiten el flujo sanguíneo hacia el interior de estas arterias (pulmonar y aórtica respectivamente), pero que se cierran inmediatamente para impedir el reflujo de sangre en dirección opuesta. En las entradas a las aurículas tanto derecha como izquierda de las venas cavas y pulmonares, respectivamente no hay verdaderas válvulas. El flujo de sangre del corazón derecho al izquierdo no es directo. Entre las estructuras a través de las cuales fluye sangre al pasar de las venas sistémicas a las arterias sistémicas se encuentran: las venas cavas, superior e inferior, la aurícula derecha, el ventrículo derecho, las arterias pulmonares, las arteriolas, los capilares, las vénulas, las venas, la aurícula izquierda, el ventrículo izquierdo y la aorta. La fuerza impulsora de este flujo sanguíneo, proviene únicamente de la contracción activa del músculo cardíaco. Las válvulas no desempeñan papel alguno en la iniciación del flujo, y simplemente impiden que la sangre corra en sentido contrario.

Las células que componen la pared interna de aurículas y ventrículos (miocardio) son una combinación de células de músculo liso y células de músculo esquelético. La célula individual es estriada y contiene tanto los

filamentos gruesos de miosina como los delgados de actina, con la diferencia de de que la longitud de la célula cardiaca es mucho más corta que las largas fibras esqueléticas cilíndricas. Los procesos de las células adyacentes se unen por los extremos, en estructuras conocidas como discos intercalados, dentro de los cuales están los puntos de fusión que permiten la transmisión del potencial de acción a través de las células cardiacas, en forma similar al músculo liso. El 99% de las células cardiacas constituye la fuerza de contracción de las aurículas y los ventrículos; el porcentaje restante corresponde a células especializadas del miocardio que no se contraen, pero son esenciales para la excitación normal del corazón. Las células especializadas constituyen una red conocida como sistema de conducción del corazón; que hace contacto eléctrico con las células contráctiles por medio de los puntos de fusión (Figura 3). El Haz de His y los nodos SA y NA están formados por este tipo de células.

Figura 3. Representación esquemática del sistema de conducción cardíaco.

Las células musculares tanto de las aurículas como de los ventrículos

deben excitarse en forma coordinada para que la bomba cardiaca funcione adecuadamente. La coordinación se lleva a cabo debido a dos factores principales:

• Las uniones herméticas permiten la expansión de un potencial de acción, de una fibra a la siguiente, de tal forma que la excitación de una sola fibra muscular se expande por todo el corazón

• El sistema conductor especializado que hay dentro del corazón facilita la

expansión rápida y coordinada de la excitación. En el caso del corazón las células del nodo SA presentan máxima velocidad de despolarización (100 despolarizaciones por minuto), asumiendo el papel de marcapasos natural. Si se realiza una comparación entre una célula muscular cardiaca perteneciente al nodo SA (especializada) y otra célula perteneciente a un ventrículo (contráctil), se notará una diferencia importante en cuanto a la prontitud para alcanzar el umbral de despolarización, siendo la célula especializada la más rápida. Ahora es lógico pensar que la despolarización inicial que da origen al ciclo cardiaco y que además establece la frecuencia cardiaca, es el nodo SA localizado en la aurícula derecha cerca de la entrada de la vena cava superior.

El potencial de acción producido en este punto se expande a través del músculo cardiaco contráctil y especializado de manera que cause la contracción de las aurículas y después de los ventrículos en forma sincronizada. El músculo cardiaco se contrae de acuerdo con el desplazamiento de una onda de despolarización que parte del nodo SA. A partir del marcapasos, la onda de despolarización se desplaza hacia la aurícula izquierda a través de la aurícula derecha, provocando la contracción aproximadamente simultánea de ambas aurículas. Cuando la despolarización llega al nodo AV, la transmisión de la despolarización es a través de la ramificación del haz de His y después por las fibras de Purkinje que logran la contracción de ambos ventrículos.

REGISTRO ELECTROCARDIOGRÁFICO

A causa de que los líquidos corporales son buenos conductores(es decir, porque el cuerpo es un conductor de volumen), las fluctuaciones en el potencial, que representan la suma algebraica de los potenciales de acción de las fibras del miocardio, pueden ser registradas extracelularmente. El registro de estas fluctuaciones de los potenciales durante el ciclo cardiaco es el electrocardiograma (ECG).

Podemos definir el registro electrocardiográfico o electrocardiograma (ECG) como una representación tiempo-amplitud (volts) de los eventos eléctricos producidos durante el ciclo cardiaco. La señal electrocardiográfica es determinista, ya que los valores futuros de la señal pueden predecirse a partir de valores pasados.

En un registro de ECG de un paciente sano se identifican claramente tres

formas de onda: onda P, complejo QRS y onda T (Figura 4), cada una correlacionada con la despolarización que reciben las distintas zonas del miocardio.

Figura 4. Ondas del ECG normal.

La onda P se produce por la despolarización de las aurículas y es la primera deflexión electrocardiográfica de cada ciclo cardiaco. Durante el intervalo PR que sigue a la despolarización auricular, el impulso se propaga al nodo AV, al haz de His y a ambas ramas; en el electrocardiograma clínico sólo es posible ver una línea plana.

La despolarización de ambos ventrículos y la repolarización de las aurículas se refleja en el complejo QRS, donde la onda R es la primera deflexión positiva, la deflexión negativa anterior a R es la onda Q, y la deflexión negativa posterior a R es la onda S. El segmento ST se extiende desde el final del complejo QRS al comienzo de la onda T y representa la fase de repolarización inicial en ambos ventrículos. El punto en el que el segmento ST se une al complejo QRS se denomina punto J (del inglés joint, unión). La fase tardía de la repolarización de ambos ventrículos corresponde a la onda T. El segmento ST y la onda T son indicadores del estado del miocardio ventricular.

La onda U no es un hallazgo constante y se piensa que es debida a la despolarización lenta de los músculos papilares. Los intervalos entre las distintas ondas de ECG y los fenómenos que ocurren en el corazón durante éstos se muestran en el cuadro 1.

Cuadro 1. Intervalos del ECG

Duración normal (seg)

Promedio Límites

Fenómenos en el corazón durante el intervalo

Intervalo PR*

0.18†

1.12 - 0.20

Despolarización auricular y conducción a través del nodo AV

Duración QRS

0.08

Hasta 0.10

Despolarización ventricular y repolarización auricular

Intervalo QT

0.40

Hasta 0.43

Despolarización ventricular más repolarización del ventrículo

Intervalo ST(QT menos QRS)

0.32

… Repolarización ventricular

* Medido desde el inicio de la onda P al comienzo del complejo QRS.

† Se acorta cuando crece la frecuencia cardiaca del promedio 0.18 a la frecuencia de 70, a 0.14 a la frecuencia de 130.

Las diferencias temporales y morfológicas en las ondas y segmentos del registro electrocardiográfico con respecto a un paciente normal podrían ser

indicativas de padecimientos cardíacos, siempre y cuando se haya descartado la posibilidad de interferencias de cualquier índole (como interferencia de la línea eléctrica, interferencia magnética, interferencia por transientes, etc.). Esto representa el análisis de la señal eléctrica cardiaca en el dominio del tiempo.

DERIVACIONES ELECTROCARDIOGRÁFICAS Existen doce derivaciones electrocardiográficas estándar internacionalmente empleadas en la clínica. Con estas doce derivaciones se obtiene una resolución espacial adecuada para el diagnóstico de enfermedades cardíacas, los cuales se identifican con problemas en la conducción de los potenciales de acción del corazón.

El estudio electrocardiográfico realiza registros unipolares y bipolares del comportamiento del vector de despolarización cardiaco desde planos coordenados distintos, el plano frontal y el plano transversal. En el plano frontal se encuentran las derivaciones bipolares DI, DII, y DIII, y las unipolares aumentadas aVR, aVL, aVF. El registro en el plano transversal se efectúa con seis derivaciones unipolares precordiales. Todos los registros en las diferentes derivaciones se llevan a cabo con referencia a la pierna derecha del paciente. Derivaciones bipolares de las extremidades:

• Derivación I. Al registrar la derivación I de extremidades la terminal negativa del electrocardiógrafo se conecta al brazo derecho y la positiva al brazo izquierdo. En consecuencia, cuando el punto del tórax donde el brazo derecho se une al tórax es electronegativo con respecto al punto en que el brazo izquierdo se une al tórax, el electrocardiograma registra un desplazamiento positivo, es decir por encima de la línea de voltaje cero (Figura 5).

Figura 5. Disposición convencional del electrodo para el registro de la derivación I.

• Derivación II. Para registrar la derivación II de extremidades, la terminal

negativa del electrocardiógrafo se conecta al brazo derecho y la positiva a la pierna izquierda. Así, cuando el brazo derecho es negativo con respecto a la pierna izquierda el electrocardiógrafo registra positivamente (Figura 6).

Figura 6. Disposición del electrodo para el registro de la derivación II.

• Derivación III. Para registrar la derivación III la terminal negativa del electrocardiógrafo se une al brazo izquierdo y la terminal positiva a la pierna izquierda. Esto significa que el electrocardiógrafo da un registro

positivo cuando el brazo izquierdo es negativo con relación a la pierna del mismo lado (Figura 7).

El triángulo de Einthoven es un medio esquemático para señalar que los dos

brazos y la pierna izquierda forman los vértices de un triángulo que rodea al corazón. Los dos ángulos de la parte alta del triángulo representan los puntos a los cuales se conectan eléctricamente los dos brazos con los líquidos que rodean al corazón; el ángulo inferior es el punto donde la pierna izquierda se conecta eléctricamente con los líquidos de la base del corazón. La ley de Einthoven dice simplemente que si se registran los potenciales eléctricos de dos de las tres derivaciones electrocardiográficas estándar, la tercera puede deducirse matemáticamente de las dos primeras simplemente sumándolas (incluyendo los signos positivos y negativos de las derivaciones).

Figura 7. Disposición del electrodo para el registro de la derivación III.

El electrocardiograma típico para las derivaciones bipolares se encuentra en la figura 8.

Figura 8. Electrocardiograma típico para las derivaciones bipolares.

Derivaciones unipolares aumentadas de miembros:

• Derivación aVR (aumentada de brazo derecho), el electrodo positivo se coloca en el brazo derecho y el electrodo negativo es un promedio entre el brazo izquierdo y la pierna izquierda (Figura 9).

Figura 9. Disposición del electrodo para el registro de la derivación aVR.

• Derivación aVL (aumentada de brazo izquierdo), el electrodo positivo se coloca en el brazo izquierdo y el electrodo negativo se coloca en el promedio de brazo derecho y pierna izquierda (Figura 10).

Figura 10. Disposición del electrodo para el registro de la derivación aVL.

• Derivación aVF (aumentada de pierna izquierda), el electrodo positivo se coloca en la pierna izquierda y el electrodo negativo en el promedio de los miembros restantes (Figura 11).

Figura 11. Disposición del electrodo para el registro de la derivación aVF.

El electrocardiograma para las derivaciones unipolares aumentadas de miembros se encuentra en la figura 12.

Fig. 12 Electrocardiograma para las derivaciones unipolares aumentadas de miembros.

De esta forma en el plano frontal tenemos seis derivaciones: tres bipolares (DI, DII y DIII) y tres unipolares aumentadas (aVR, aVL y aVF), esto se conoce como el sistema hexaxial de Bailey.

Derivaciones Precordiales: Las derivaciones del plano transversal se obtienen al colocar el electrodo negativo en la terminal de Wilson y el electrodo positivo en el tórax, en posiciones que determinan las diferentes derivaciones precordiales.

La terminal de Wilson es el promedio entre el potencial registrado en el brazo derecho, brazo izquierdo y pierna izquierda, localizando al electrodo negativo en el centro del corazón. En realidad el centro del corazón no se encuentra en el centro del triángulo de Einthoven, pero para fines prácticos esto se considera válido.

Las posiciones de los electrodos precordiales sobre el tórax son las siguientes (Figura 13):

• V1: Cuarto espacio intercostal a la derecha del esternón. • V2: Cuarto espacio intercostal a la izquierda del esternón.

• V3: En el centro de V2 y V4.

• V4: Quinto espacio intercostal en la línea media clavicular.

• V5: Quinto espacio intercostal en la línea anterior axilar.

• V6: Quinto espacio intercostal en la línea media axilar.

Figura13. Colocación de los electrodos para el registro de las derivaciones precordiales.

En la figura 14 se muestra el electrocardiograma típico de las derivaciones transversales precordiales.

Figura 14. Electrocardiograma que especifica el comportamiento típico de las derivaciones precordiales.

EL SIMULADOR DE FUNCIONES CARDÍACAS: DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN Diseñamos un simulador que proporciona una onda similar a la de un electrocardiograma normal, es un circuito casi en su totalidad analógico con el cual se crea una señal compleja por medio de la sumatoria final de los componentes parciales de dicha señal (onda P, complejo QRS, onda T), incluyendo los circuitos que realicen los retardos correspondientes a los intervalos y segmentos. El circuito será capaz de desplegar en pantalla (de un osciloscopio por ejemplo) la señal de ECG, así como las seis derivaciones electrocardiográficas estándar internacionales empleadas en la clínica. Todas estas señales en el orden de mV y también en el orden de V, para cuatro diferentes frecuencias. En la figura 15 mostramos un diagrama de bloques para el diseño del simulador.

Figura 15. Diagrama de bloques del simulador de funciones cardíacas.

OSCILADOR DIVISOR

DE FRECUENCIAS

SELECTOR DE

FRECUENCIAS CONTADOR

COMPONENTES PASIVOS

AMPLIFICADOR

SEÑAL DE

ECG

RED DE

AMPS. OPS.

DERIVACIONES ° DI ° V1 ° DII ° V2 ° DIII ° V3 ° aVR ° V4 ° aVL ° V5 ° aVF ° V6

De acuerdo con el diagrama de bloques debemos obtener cada etapa, comenzando por el oscilador, hasta obtener la red de derivaciones para esto utilizaremos lo siguientes componentes:

• Circuitos Integrados (divisor de frecuencias, contadores y amplificadores operacionales)

• Componentes pasivos (capacitores y resistencias) • Cristal de cuarzo • Dip Switch • Tarjeta de circuito impreso o protoboards

Oscilador Para el oscilador podemos seguir dos vías: usando un oscilador de cristal o un oscilador RC.

En nuestro caso hemos optado por utilizar un oscilador de cristal de cuarzo de 4MHz debido a que los cristales de cuarzo presentan características de resonancia muy estables y que al ser utilizados en el diseño de osciladores estos últimos presentan frecuencias muy precisas y estables, lo cual no sucede con los osciladores RC.

Es oscilador generará los pulsos necesarios de frecuencia variable para

hacer variar la frecuencia de la señal de ECG en un rango de 14 pulsos/minuto hasta 113 pulsos/minuto aproximadamente. Para construir el oscilador hacemos uso de un circuito integrado que es contador binario de cuatro fases o periodos.

Divisor de Frecuencias Utilizamos un circuito integrado (4521) el cual es un divisor de frecuencias, este divisor de frecuencias es alimentado por el oscilador, se obtiene a la salida de este circuito integrado cinco señales de onda cuadrada a diferentes frecuencias, de las cuales cuatro de éstas señales nos servirán para la obtención a diferentes frecuencias de la señal de ECG. La otra señal nos servirá para alimentar la etapa del contador. Selector de Frecuencias Para la etapa de selección de frecuencias utilizamos un circuito como el mostrado en la figura 16.

Figura 16. Circuito selector de frecuencias.

Las cuatro señales de onda cuadrada a diferentes frecuencias que se obtienen del divisor de frecuencias se conectarán al nodo N1 a través de un dip switch. Este último nos permitirá conmutar entre cuatro pines del divisor de frecuencias y el nodo N1 mostrado en la figura 16, esto con el propósito de obtener la señal de ECG, juntamente con las doce derivaciones estándar a cuatro diferente frecuencias.

La señal elegida por el usuario a través del dip switch será diferenciada por

la combinación de C1 y R1, como se obtienen pulsos con amplitud positiva y negativa utilizamos el diodo D1 con el propósito de eliminar la porción negativa del pulso.

Contador

En esta etapa utilizamos un circuito integrado el cual es un contador decimal (4017 Johnson de 5 periodos o etapas).

Pulsos provenientes del selector de frecuencias inician o reajustan a cero el contador decimal en el tiempo apropiado. El contador decimal alcanza un conteo de nueve y mantiene este estado ya que la máxima salida decodificada O9 se ha conectado a la entrada de habilitación, esto solamente ocurre cuando el pulso se inicia o reajusta a cero.

Componentes Pasivos

Usamos resistencias, capacitores y diodos. Es aquí en donde finalmente podemos observar de una manera clara la

señal de ECG, para esto describimos a continuación la manera en como este diagrama genera dicha onda.

Señal ECG En este caso obtenemos ya una señal amplificada del ECG normal (Figura 18) la cual es posible observarla por medio de un osciloscopio.

Figura 18. Señal electrocardiográfica normal obtenida por el simulador.

Red de Amplificadores Operacionales Esta red de amplificadores operacionales está construida con la finalidad de obtener cada una de las derivaciones que hemos estudiado hasta este momento.

Cabe hacer mención que existe otra vía que podemos usar y consiste en usar una red puramente resistiva con la función de simular las doce derivaciones, este arreglo resistivo está basado en la impedancia que se tiene entre dos puntos diferentes del cuerpo: brazo derecho (RA), brazo izquierdo (LA), pierna derecha (RF) y pierna izquierda (LF). En este caso cada derivación se obtiene usando amplificadores operacionales en sus diferentes configuraciones y aplicaciones, de acuerdo a la tabla I.

Por facilidad usamos varios amplificadores operacionales para poder obtener una amplitud (ganancia) que esté de acuerdo con cada una de las diferentes derivaciones electrocardiográficas que vamos a obtener. Esta forma de hallar las doce derivaciones tiene la ventaja de no usar el arreglo resistivo que se usa en método anterior.

Para esto usamos las diferentes configuraciones que existen para

amplificadores operacionales, como configuración inversora, configuración no inversora y sus diferentes aplicaciones de ambas por ejemplo: el sumador ponderado, el seguidor de voltaje y el amplificador diferencial. Cada una de las configuraciones y aplicaciones mencionadas anteriormente se usarán de acuerdo a la derivación que deseamos obtener.

Derivación Nomenclatura

Definición Nombre de la derivación

I I = LA - RA II II = LL - RA III III = LL -LA

Derivación bipolar de miembros (Einthoven)

aVR aVR = RA - (LA + LL)/2 aVL aVL = LA - (LL + RA)/2 aVF aVF = LL - (LA + RA)/2

Derivaciones aumentadas (Goldberger)

V1 V1 = V – (LA + RA + LL)/3 V2 V2 = V – (LA + RA + LL)/3 V3 V3 = V – (LA + RA + LL)/3 V4 V4 = V – (LA + RA + LL)/3 V5 V5 = V – (LA + RA + LL)/3 V6 V6 = V – (LA + RA + LL)/3

Derivaciones unipolares

precordiales (Wilson)

Tabla 1. Definición de derivaciones. (AAMI)

Derivaciones Es en esta etapa en donde ya tenemos todas las derivaciones y podemos medir en este momento sus características más importantes que son amplitud y frecuencia.

Hablando de amplitudes éstas oscilan en un rango que van de 0 V a 2.5 V. Y en términos de frecuencias éstas oscilan en un rango de 14.28 pulsos/min hasta 113.20 pulsos/min. Este último rango de frecuencias comprende lo que se conoce como bradicardias y taquicardias.

Mostramos el diagrama a bloques en la Figura 19. Este es el diagrama a grandes rasgos:

Figura 19. Primera parte del diagrama eléctrico del simulador de ECG, en esta primera parte se obtienen las ondas de un ECG normal.

En la figura 20 mostramos la segunda parte del diagrama eléctrico del

simulador de funciones cardiacas, en esta parte es en donde se obtienen todas las derivaciones electrocardiográficas.

Figura 20. Segunda parte del diagrama eléctrico del simulador de ECG, se han utilizado amplificadores operacionales para la obtención de todas las derivaciones.

Señal de ECG

Red de Amplificadores

Salida de las 12

derivaciones

RESULTADOS

DERIVACIONES BIPOLARES

Lat/min DI DII DIII 120

60

30

15

DERIVACIONES UNIPOLARES

Lat/min aVR aVL aVF 120

60

30

15

DERIVACIONES PRECORDIALES

Lat/min V1 V2 V3 120

60

30

15

DERIVACIONES PRECORDIALES

Lat/min V4 V5 V6 120

60

30

15

CONCLUSIÓN Se debe tener una base sólida para la obtención de los resultados, es decir las doce derivaciones, por tal motivo la generación de la señal electrocardiográfica con todas las ondas y segmentos característicos es la parte medular para la obtención de las mismas, debido a que esta onda la hemos obtenido parcialmente, de acuerdo al diagrama eléctrico podemos observar que tenemos las siguientes ondas:

• Ondas P y T juntamente • Complejo QRS • Onda T

En los dos primeros casos existe un intervalo de tiempo diferente, de tal

forma que al sumar todas las ondas por medio de un sumador ponderado se obtenga la señal electrocardiográfica normal. En el último caso nos sirve para variar la amplitud de la onda T de la señal resultante.

Por otro lado no necesariamente tenemos que obtener las doce

derivaciones para poder observar los cambios en frecuencia de las mismas, ya que la parte del circuito que estamos utilizando como selector de frecuencias nos permite observar cambios en cuatro diferentes frecuencias de la señal electrocardiográfica normal. En cuanto a las amplitudes de onda obtenidas éstas son adecuadas para excitar por ejemplo: monitores y registradores de manera directa.

Es conveniente aclarar que el dispositivo que hemos desarrollado presenta

la enorme ventaja de ser muy económico debido a los componentes que se han utilizado y la construcción del mismo no implica ningún problema.

Todos los resultados que reportamos los hemos obtenido con ayuda de un

osciloscopio por facilidad, sin embargo se puede utilizar: amplificador Nihom Kohden, consola de amplificador, panel de entradas bioeléctricas, selector de derivaciones, caja de entradas bioeléctricas Nihom Kohden, BIOPAC SISTEM MP 150, y CPU con el sistema de adquisición.

OBSERVACIONES Es importante hacer algunas aclaraciones sobre la metodología que hemos utilizado para llegar a los resultados. Ya que tuvimos que esperar hasta el proceso de construcción o armado del circuito para observar que se presentan factores no deseados que por alguna razón no esperábamos, y por esta razón adoptamos la metodología que hemos presentado.

• Para alimentar al circuito se puede usar una batería de 9 V, pero resulta más económico y practico utilizar una fuente de alimentación de 9 V.

• Podemos asegurar que no existe algún problema para la generación de la

señal electrocardiográfica normal en cuanto a magnitud y frecuencia. Preferimos amplificar ésta señal para que al momento de obtener las doce derivaciones éstas últimas no se tengan que amplificar por separado, con esto se ahorran amplificadores operacionales.

• Si se utiliza una red resistiva para simular las doce derivaciones sí

obtenemos resultados; pero se presentan en todas las derivaciones componentes de corriente directa (cd), es decir se presenta la derivación más un voltaje en cd.

• El uso de la red resistiva implica necesariamente el uso de la tabla 1 para la

generación de las derivaciones, sin embargo se tendrían que utilizar bastantes amplificadores operacionales, y en este caso no es una buena opción.

• Para la red de amplificadores operacionales conviene utilizar CI de cuatro

amplificadores operacionales para ahorrar espacio.

• La vía más fácil para la adquisición de la información resultante es por medio de un osciloscopio como lo vemos en la figura 21, dado que como se fijo el voltaje de salida entre 1 y 2 volts, con otro equipo como el BIOPAC, satura la señal; una de las grandes ventajas es que se puede reducir o aumentar la ganancia de la salida sin modificar la onda de la señal.

Figura 21: Vista completa del simulador usando máximo 4 protoboards.

Las señales mostradas en el reporte fueron obtenidas con una cámara digital, y se uso un osciloscopio con fondo negro mostrado en la fig 22, que con la ayuda de procesamiento de imágenes pudo tenerse en fondo negro.

Figura 22: osciloscopio usado en la adquisición fotográfica.

Este simulador es básico, pero hemos visto y aprendido que puede adicionarse infinidad de cosas, tales como arritmias, y valores mas aproximados a un simulador convencional, solo con la ayuda de componentes pasivos y unos cuantos arreglos con integrados TL084 (amplificadores operacionales).

GLOSARIO DE TERMINOS

• Arritmia Cardíaca. Frecuencia o ritmo anormal de las contracciones miocárdicas auriculares o ventriculares. Puede deberse a un defecto en el nodo sinoaricular, que es incapaz de mantener su función de marcapasos, o en el haz de His y las ramas o la red e Purkinje, que no conducen adecuadamente el impulso contráctil.

• Bipolar. Electrocardiograma registrado a partir de dos electrodos

específicos situados sobre el cuerpo, en este caso las extremidades del mismo.

• Disritmia Cardíaca. Alteración de un patrón de ritmo normal de las ondas

electrocardiográficas.

• Interferencias. Señales que interfieren el registro de la actividad eléctrica proveniente del órgano de interés, modificando la morfología de la señal e impidiendo o dificultando su interpretación.

• Resolución espacial. Medida de la distancia mínima en que dos fuentes de

luz independientes son reconocidas como tales y no como una sola fuente emisora.

• Unipolar. Electrocardiograma registrado a partir de dos electrodos

específicos en donde el electrodo positivo se coloca en una extremidad del cuerpo y el electrodo negativo es un promedio de las extremidades restantes.

BIBLIOGRAFÍA

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México, D. F. 1990

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• SEDRA A., SMITH K. Circuitos Microelectrónicos. 4ta. ed., Oxford University

Press, México, 1999.