Diseño Electrocardiograma con seguridad eléctrica. PDF

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NACIONAL Unidad Profesional Interdisciplinaria de y de un con seguridad GRUPO: 6MV3 EQUIPO: 3 INTEGRANTES DEL EQUIPO: Eduardo Olivares Espinosa Padilla Ramos Daniel Michell PROFESORES: Chairez Oria Jorge Isaac Pliego Ernesto FECHA DE RESUMEN Las diferentes cardiacas son la principal causa de muerte ...

Description

INSTITUTO

POLITÉCNICO NACIONAL

Unidad Profesional Interdisciplinaria de Biotecnología

INGENIERÍA BIOMÉDICA Diseño y construcción de un electrocardiógrafo con seguridad eléctrica GRUPO: 6MV3 EQUIPO: 3 INTEGRANTES DEL EQUIPO: Medellín Serafín Ángel Eduardo Olivares Espinosa César Padilla Ramos Daniel Michell PROFESORES: Chairez Oria Jorge Isaac Pliego Sánchez José Ernesto

FECHA DE ENTREGA: 13/06/18

RESUMEN Las diferentes patologías cardiacas son la principal causa de muerte a nivel mundial, según la Organización Mundial de la Salud (OMS). Por ello la ingeniería se ha interesado en mejorar los equipos existentes para el diagnóstico de males del corazón. El presente artículo detalla cada una de las etapas que conforman el diseño y la construcción de un electrocardiógrafo de tres derivaciones con comunicación inalámbrica. En este desarrollo se consideró lo establecido por las normas de protección al paciente para el diseño de equipos médicos y hace uso de la herramienta gráfica para pruebas, control y diseño mediante programación en ARDUINO, que constituye la interfaz gráfica de usuario para visualizar y almacenar la señal electrocardiográfica (ECG). Palabras clave Electrocardiógrafo; frecuencia; transmisión; electrodos; recepción; interfaz, fuente flotada, transformador de pulsos. INTRODUCCIÓN En este reporte se exponen los materiales, método, resultados, análisis y discusión de la adquisición de una señal electrocardiográfica real. Se realiza la comparación entre el trazo de la señal ante dos configuraciones distintas en la parte de la ganancia. Primero, se muestra la forma de la onda de salida cuando solo se conecta una resistencia (RG); después, se presenta el resultado de una configuración que incluye la resistencia “RG” conectada en serie con un condensador (C1). Cada señal de salida se introduce a una segunda etapa (filtro “notch”), la cual genera una salida que se introduce en una etapa más (filtro pasabajas). ORIGEN DE LAS SEÑALES BIOELÉCTRICAS Las señales bioeléctricas son señales provenientes del cuerpo humano, producidas debido al desplazamiento de iones en disolución (portadores de carga en los fluidos orgánicos),

especialmente

los

correspondientes

al

Na+, K+ y Cl-. Este

desplazamiento es producido gracias a las diferencias de concentración de fluidos orgánicos que son: el líquido extracelular, el intersticial y el intracelular. El movimiento de estas partículas con carga eléctrica se llama difusión y se realiza

generalmente de las zonas más concentradas a las más diluidas, dando origen a un gradiente de concentración, el cual puede ser estudiado mediante la ecuación de gases perfectos en donde la presión y la concentración están relacionadas directamente. El corazón está constituido por un tejido de fibras musculares llamado miocardio que son los responsables de la contracción. El nodo sino auricular produce potenciales de acción con una frecuencia del orden de 1 Hz, que se propagan a las aurículas provocando su contracción. Estos potenciales también se propagan hacia los ventrículos

a

través

de

las

vías

internodales

hasta

alcanzar

el

nodo

aurículo-ventricular (A-V) donde las aurículas se contraen para que la sangre que todavía permanece en ellas pase a los ventrículos, proceso llamado sístole auricular. Como etapa final, se provoca la contracción ventricular cuando el potencial de acción se transmite al Haz de Hiss, sístole ventricular, dividiéndose en sus dos ramas que discurren por las paredes del septum y por las fibras de purkinje conectadas a estos y a las fibras musculares del miocardio.

Figura I.1. Triángulo de Einthoven. Las perpendiculares trazadas desde los puntos intermedios de los lados del triángulo equilátero se intersecan en el centro de la actividad eléctrica. RA, extremidad superior derecha; LA, extremidad superior izquierda; LL, extremidad inferior izquierda.

Figura I.2. Cálculo del vector promedio de QRS. En cada derivación, se miden las distancias iguales a la altura de la onda R menos la altura de la desviación negativa más grande en el complejo QRS desde el punto intermedio del lado del triángulo que representa esa derivación. Una flecha trazada a partir del centro de la actividad eléctrica al punto de intersección de las perpendiculares extendidas desde las distancias medidas en los lados, representa la magnitud y la dirección del vector QRS promedio.

PROBLEMÁTICA (Planteamiento del diseño) Se nos fue planteado el diseño de un electrocardiógrafo de 3 derivaciones, cual diseño sería el mismo que el realizado previamente (1 derivación), con ciertos cambios, el diseño constaba principalmente de un pre amplificación inicial de 1000, con un filtro paso banda pasivo, que eliminaría el offset de la señal y una primera amplificación, luego pasaría al prefiltrado en el cual contaría con un paso altas a 0.1Hz, un paso bajas a 120Hz (estos valores debido a que según la bibliografía las componentes de importancia de una señal de ECG corresponde de 0.1Hz a 120Hz), y un rechaza banda de 60Hz, este para eliminar el ruido que se introduce por la línea eléctrica, la cual opera a esta frecuencia. Es necesario colocar una etapa de protección eléctrica, por lo que se debe hacer un aislamiento, en este caso se optó por aislamiento óptico debido a que su diseño es más sencillo. Al usar este tipo de aislamiento es necesario previamente dejar la señal solo en voltajes positivos, utilizando un adecuador de señal. Después del aislamiento óptico la señal pasa por un post filtrado, cuyos filtros son iguales a la etapa de pre filtrado y con esto tendríamos nuestra señal completa. Para obtener las 3 derivaciones se utilizó un punto isoeléctrico de referencia para ambas el cual corresponde a un electrodo de Wilson que es un cuarto electrodo en

el paciente y que nos da un punto de referencia, estas derivaciones tendrían una ganancia unitaria y un filtrado para eliminar ruido y no amplificarlo. Para la alimentación del circuito, en la parte previa al aislamiento óptico se utilizó una fuente frotada, utilizando núcleo de ferrita, esto para proporcionar mayor seguridad al paciente, esta fuente se hizo utilizando un timer para alcanzar las frecuencias necesarias, con un voltaje de 6V para no tener sobrecalentamiento de la fuente y que el funcionamiento de los componentes (OpAmps) fuera el necesario. Después de esta adquisición se pasaría a un procesamiento digital, por lo cual es necesario dejar la señal solo en voltaje positivo con un último adecuador de señal que le sumaria un offset a esta y ya podría ser captada por un microcontrolador, para luego ser procesada y mostrada digitalmente,

OBJETIVO GENERAL -

Diseñar y construir un sistema electrocardiográfico (de tres derivaciones) con seguridad eléctrica.

OBJETIVOS PARTICULARES -

-

Adquirir la señal del biopotencial cardiaco mediante una serie de amplificadores operacionales. Adecuar la señal para el ingreso a etapas posteriores. Diseñar y construir los sistemas de aislamiento para la seguridad eléctrica. Recibir la señal para visualizarla digitalmente. Realizar los cálculos necesarios para el diseño y/o cálculo de a) la resistencias de ganancia y los condensadores. b) el filtro notch (60 Hz) c) el filtro pasabajas de 60 y 120 Hz d) el optoacoplador e) el circuito impreso f) la multiplexación de señales. Observar la señales de salida de cada etapa.

MATERIAL Y EQUIPO UTILIZADO ● Amplificadores de Instrumentación AD620 ● Amplificadores operacionales TL081/OP07 ● Placa de cobre ● Tarjeta programable (Arduino) ● Resistencias de 47Ω

● ● ● ● ● ●

Capacitor de 4700µF Cables para conexión Electrodos desechables Latiguillos o cables caimán Fuente de voltaje regulada Osciloscopio

Representación ilustrativa del circuito. La fuente flotada se ha omitido.

Diagrama general de conexiones

Diseño para el circuito impreso

PRE-AMPLIFICACIÓN DE LA SEÑAL ECG CON FILTRO PASO BANDA PASIVO METODOLOGÍA

Figura 3.1- Circuito amplificador de instrumentación, con la resistencia (R1)y agregando un capacitor (C1), las entradas al amplificador son dos derivaciones conectadas al paciente, y la tierra del circuito y del paciente es compartida.

La función de transferencia del circuito sería, α G = 1 + RG

Donde α es la resistencia interna del amplificador, que para el caso del AD620 es de 49.4k Ω , con base en su hoja de características, y RG la resistencia que nosotros colocamos, pero ahora se le añadirá el capacitor,

T (s) = 1 + RG+α 1

Cs

T ( s) = T ( s) =

1 RG+ Cs +α RG+Cs1

1+(RG+α)Cs 1+RG* Cs

T ( s) =

1 α RGC+(1+ RG )s 1 s+ RGC

Al dividir la ecuación se obtiene,

T ( s) =

1 RGC 1 s+ RGC

+

α (1+RG )s 1 s+ RGC

Donde el lado izquierdo corresponde a un filtro pasa bajas y el lado derecho a un pasa altas, que al juntarlos obtendremos un pasa banda, Reescribiendo la fórmula,

T ( s) =

Wc s+W c

1 Donde, W c = RGC

s + k s+W c

, k = (1 +

α RG )

En nuestro caso utilizamos una ganancia de k=1001 por lo tanto, α ) RG

k = (1 + 1001 = (1 + RG =

49.4kΩ 1000

49.4kΩ ) RG

= 49.4Ω

Y una frecuencia de corte de 0.5Hz,

W c = f * 2π = C=

1 RG *C

1 2*π *0.5Hz *49.4Ω

C = 6.44mF Por cuestiones de valores comerciales de capacitores, se utilizó uno de valor 4.7mF, asi como una resistencia de 47Ω. Simulando el filtro con los valores obtenidos de resistencia y capacitancia se obtuvo la siguiente señal.

Figura 3.2- Sistema simulado del circuito en Matlab Simulink, la función de transferencia de la izquierda corresponde al pasa bajas de primer orden y la derecha al pasa altas del primer orden.

Figura 3.3- Gráfica del sistema de la figura 2.2, tiene un comportamiento de filtro pasa banda, con una subida rápida del pasa altas y una caída normal correspondiente al circuito pasa bajas.

Se puede observar que trabaja como filtro pasa banda, con una subida rápida y una caída normal, con lo cual no solo se filtra la señal si no que se elimina el offset que ésta pudiese tener.

FILTRO RECHAZA BANDA DE 60HZ METODOLOGÍA A partir del circuito notch diseñamos un filtro rechaza banda de 60 Hz como el que se muestra en la figura 4.1

Figura 4.1- Circuito del filtro rechaza banda simulado en Proteus, las etapas de seguidor (OpAmps) se descartan para el análisis del circuito; la resistencia variable funciona para regular el ancho de banda del filtro.

La función de transferencia de este circuito es, H (s ) =

s2+

1 R 2C 2

4s (1−δ)+ s 2+ RC

1 R 2C 2

Donde,

W c2 =

1 2 2 R C

; W c = 2πf c

Sabemos que la frecuencia de rechazo de nuestro filtro debe ser 60Hz, así que propondremos un valor de capacitancia de 490nF y encontraremos nuestro valor de resistencia, R=

1 2π* fc* C

;R=

1 2π* 60Hz* 470nF

R = 5.64kΩ Conociendo el valor de la resistencia podemos construir el circuito y proceder a su

caracterización, esperando un ancho de banda de al menos 10 Hz y el voltaje mínimo en la frecuencia de resonancia (60Hz) Primera caracterización

Segunda caracterización

FILTRO PASA BAJAS DE 120HZ Se diseñó un filtro pasa bajas activo que tuviera una frecuencia de corte a 120Hz, y se realizó su caracterización para comprobar su funcionamiento.

Figura 5.1- Circuito del filtro pasa bajas simulado en Proteus.

La función de transferencia de un filtro pasa bajas es, H (s ) =

2

Wc c s+W c 2 s2 + W Q

Donde,

W c2 =

1 R1R2C 1C 2

; W c = 2πf c

Sabemos que nuestra Fc debe ser 120Hz, por lo tanto podemos proponer un valor de capacitancia y así encontrar nuestro valor de resistencia; proponiendo un valor de capacitancia de 970nF 1 R = 2π* 120Hz * 470nF R=2.821㏀ Conociendo este valor de resistencia, podemos armar nuestro circuito y proceder a su caracterización, haciendo un barrido de frecuencias en el filtro y esperando tener 0.7071V a la frecuencia de corte (120Hz). Primera caracterización

Segunda Caracterización

FILTRO PASO ALTAS 0.1Hz

La función de transferencia de un filtro pasa bajas es, H (s ) =

s2 2 c s2 + W Q s+W c

Donde,

W c2 =

1 R1R2C 1C 2

; W c = 2πf c

Sabemos que nuestra Fc debe ser 0.1Hz, por lo tanto podemos proponer un valor de capacitancia y así encontrar nuestro valor de resistencia; proponiendo un valor de capacitancia de 47uF 1 R = 2π* 120Hz * 47uF

R=33.86㏀ Conociendo este valor de resistencia, podemos armar nuestro circuito y proceder a su caracterización, haciendo un barrido de frecuencias en el filtro y esperando tener 0.7071V a la frecuencia de corte (0.1z). Caracterización Con el osciloscopio solo se podía obtener valor de 0.1Hz, no más abajo, en el cual teníamos 0.7V.

FUENTE FLOTADA Se realizó el esquema y se construyó una fuente flotada simétrica de -6 V y 6 V con ayuda de un transformador de pulsos como en la imagen y reguladores de voltaje, en una placa fenólica.

Transformador de pulsos Un transformador de pulso es un transformador mejorado que produce pulsos eléctricos de gran velocidad y amplitud constante.

Ilustración 1; Circuito integrado del transformador de pulsos. Se hizo un barrido de frecuencias para determinar la frecuencia de trabajo para obtener el doble a la salida. obteniendo a 106 kHz su frecuencia de funcionamiento a una relación de voltajes de 1 a 2.

Gráfica 7. Paso de un pulso de 10 kHz a través del transformador de pulsos excitando un MOSFET de 50 A IRF740

Gráfica 8. Paso de un pulso de 106 kHz a través del transformador de pulsos excitando un MOSFET de 50 A IRF740 Para proporcionar una simetría en los pulsos se utilizó un circuito con el 555 en un modelo simétrico con una frecuencia de 106 kHz

Ilustración 3: Circuito generador de pulsos de 106 kHz de frecuencia F=1.44/(R1+R2)*C Si F=106 kHz , R1=R2 y C=10nF R1=2200 ohm Finalmente se acomodaron los componentes y se soldador en una placa fenólica

Ilustración 2: Placa de la fuente flotada con 4 reguladores y se observa que se sustituyó el embobinado de ferrita por el transformador de pasos

AISLAMIENTO ELÉCTRICO CON OPTOACOPLADOR Al estar conectado a un paciente al circuito es necesario proporcionarle seguridad, por lo que es indispensable tener una etapa de aislamiento eléctrico, separando al paciente del resto del circuito, en este caso se utilizó el optoacoplador 4N25, y se hicieron los cálculos correspondientes para su correcto funcionamiento, partiendo del siguiente circuito,

Haciendo el análisis del circuito se consiguen cuatro ecuaciones fundamentales, 1. Ie = I c + I b 2. V cc − IcRc − V ce − IeRe = 0 3. V b − 0.7 − IeRe = 0 4. V b =

Rb2 V Rb1+Rb2

cc

Y se utilizan dos gráficas del datasheet de este integrado (4N25)

Proponiendo un VCE, que seria el valor con el que alimentamos a nuestro circuito, podemos encontrar el punto de operación Q, el cual corresponde a la mitad de una recta de 45° correspondiente a la gráfica. En este caso el voltaje fue de 6V, V cc = 6V I c = 0.5mA P Q = 3V β = I c/Ib = 500 I c = 0.5mA I b = 1uA De la ecuación 1, Ie = Ic + Ib I e = 0.5mA + 1uA I e = 501uA De la ecuación 2, V cc − IcRc − V ceQ − IeRe = 0 Rc = Re = R 6V − 0.5mA * R − 3 − 501uA * R = 0 R = 2997.002Ω De la ecuación 3, V b = 0.7 + I eRe V b = 0.7 + (501uA)(2997.002Ω) V b = 2.201V De la ecuación 4, Rb2 V b = Rb1+ V cc Rb2

2.201V =

Rb2 Rb1+Rb2

* 6V

Proponiendo Rb2=47k Ω Rb1 = 81.41kΩ Utilizamos una segunda gráfica para calcular RF

Interpolamos nuestra corriente Ic, con un rango dinámico de +-7 y obtenemos los siguientes resultados Icq = 0.5mA Icmax = 1.7mA Icmin = 0.1mA I f max = 18mA If min = 1.7mA V max = 5V V min = 1.7V Estos valores corresponden al offset que tendra nuestra señal, 5 = I f max * R + V d 3.85 = 18mA * R R = 213.8Ω Con estas resistencias se consigue tener la misma señal de salida que de entrada.

Electrodo de Wilson

Con se ve en la figura anterior, tres electrodos son colocados en el paciente, sin embargo,  o es común. Esto significa que un cuarto electrodo debe ser conectado. un punto la tierra n isoeléctrico se generará con él.

Construcción de un punto isoeléctrico

El electrodo de Wilson debe comunicarse con un filtro a fin de que el voltaje no varíe.

Voltaje filtrado de Wilson.La salida, Vw’, se conecta a la entrada inversora de los amplificadores

El análisis anterior permite reducir la interpretación de la colocación de los electrodos a lo siguiente:

Triángulo de Einthoven

RESULTADOS En relación con la obtención del trazo electrocardiográfico: No fue posible obtener la señal debido a problemas relacionadas con el circuito impreso. Cabe mencionar que este se construyó, pero se presentaron dificultades a la hora de soldar.

Placa de cobre con algunos componentes del circuito

La fuente flotada funcionó de acuerdo con el diseño. El aislamiento óptico funcionó adecuadamente cuando se construyó el circuito en tablillas de conexiones. No fue posible visualizar la señal en el ordenador, pero se analizó previamente en un osciloscopio. Esta presentó la forma teórica esperada.

Referencias Alexander, C. & Sadiku, M. (2006). Fundamentos de Circuitos Eléctricos. México: McGraw-Hill Floyd, T. (2008). Dispositivos electrónicos. México: Pearson Educación. Barret., Barman., Brooks. & Boitano. (2010). Ganong Fisiología médica. China: McGraw-Hill

Bronzino, J. Medical Devices and Systems. The Biomedical Engineering Handbook. E. U. A.: Taylor & Francis. Barret, K., Barman, S., Boitano, S. & Brooks, H. (2010). Ganong.Fisiología Médica. México: McGraw-Hill.

Universidad Tecnológica de Pereira. Facultad de Ingenierías. Trabajo de grado. Álvarez, L. (2007). Acondicionamiento de señales bioeléctricas. Colombia....