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Cuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III

Cuaderno de Prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III Para la carrera de Ingeniería Biomédica en la UPIBI De acuerdo al Plan de Estudios del 2009

Elaborado y desarrollado por: M. en C. Lilia Maricela Padrón Morales Con la colaboración de: M. en C. José Luis Hernández Zamora Ing. Rosa María Ocampo Romo

Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN

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Contenido

Introducción………………………………………………………………… 2 Práctica 1 ESTIMULADOR ANALGÉSICO ...................................................................... 4

Práctica 2 SIMULADOR DE ECG……………………...………………………………..…. 11

Práctica 3 MARCAPASOS POR INHIBICIÓN MARCAPASOS VENTRICULAR EXCITATORIO............................................. 16

Práctica 4 BOMBA DE CIRCULACIÓN CONTROL DE FLUJO PARA

BOMBA PERISTÁLTICA…………………………………………………………………….… 25

Práctica 5 DESFIBRILADOR CARDIACO DE DESCARGA CAPACITIVA DE ONDA SENOIDAL AMORTIGUADA CON CARDIOVERSIÓN ………………………………………………………………………… 35

Práctica 6 ELECTROCAUTERIO MONOPOLAR…………………………………………………….… 50

Práctica 7 TRANSMISIÓN ULTRASONICA DETECTAR EL PULSO O LATIDO CAROTÍDEO CON UN MICROFONO DE CRISTAL PIEZOELÉCTRICO ..................................... 60

Práctica 8 RESPIRADORES Y VENTILADORES MEDICION DE LA FRECUENCIA RESPIRATORIA HACIENDO USO DE UN TERMISTOR………….…………………………………………….…69

Conclusiones…………………………………………………………………………………. 73 Bibliografía………………………………………………………………………………………74 Anexos ………………………………………………………………………………………….… 76


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INTRODUCCIÓN

El presente cuaderno de prácticas de laboratorio, está apegado al programa de estudios de la Unidad de Aprendizaje de Bioinstrumentación III, materia de tipo teórico práctico del séptimo semestre que forma parte del plan de estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica que se imparte en la UPIBI, por ser alumnos de últimos semestres se supone que cuentan con bases sólidas de electrónica, sistemas analógicos y sistemas digitales pues previamente han cursado y aprobado estas materias correspondientes del plan de estudios por tal motivo, se trabaja mucho en base a los diagramas a bloques de los equipos médicos dejando libertad al alumno sobre la selección de los C.I. necesarios para desarrollar la práctica, siempre y cuando logren el objetivo esperado. Este cuaderno de prácticas se ha convertido en una excelente herramienta didáctica para orientar a los alumnos de la carrera de Ingeniería Biomédica dentro de la escuela ya que les permite integrar los conocimientos y fundamentos teóricos de los instrumentos médicos y los transductores para desarrollar sus habilidades prácticas al trabajar en el diseño de prototipos sencillos con fines didácticos de instrumentos biomédicos, su mantenimiento y calibración. Se tratan aplicaciones de la electrónica al campo de la instrumentación médica, cada una de las prácticas presentadas dentro de este cuaderno de fue seleccionada y adaptada para su uso seguro dentro del laboratorio de Bioinstrumentación III, cada una cuenta con fundamentos teóricos sólidos de respaldo que sirven de apoyo para la integración del conocimiento del alumno, en muchas de las prácticas se requirió además de que el alumno hiciese adaptaciones y modificaciones para el uso médico de transductores y servomecanismos conseguidos comercialmente en el mercado de la electrónica. En este manual es interesante además , las etapas analógicas y las de acoplo analógico digital, y en la etapa digital los alumnos cuentan con la libertad de utilizar una gran variedad de dispositivos electrónicos Timers, circuitos TTL, CMOS (hardware digital), PLA y PLD’s (dispositivos lógicos programables o hardware con software digital), microcontroladores PIC’s o microprocesadores o computadoras personales, en el caso de estos últimos se deberá de incluir el programa desarrollado además del diagrama electrónico y de cableado de sus circuitos y los métodos de acople a la computadora a través del dispositivo que se adapta al puerto de entrada RS232 o USB. Para facilitar el cableado correcto de sus prácticas, el alumno deberá contar con las hojas de especificaciones técnicas de los C.I. utilizados en el desarrollo de su práctica. El profesor al entregar la práctica, aporta algunas ideas acerca del diseño pero aclara a los alumnos que ellos tienen libertad de utilizar los C.I. que ellos deseen de acuerdo a su presupuesto, conocimientos y materiales de trabajo disponibles, siempre y cuando documenten de forma adecuada su trabajo y logren el objetivo planteado y los resultados esperados. La duración de cada una de las prácticas es de 2 a 3 sesiones de laboratorio de 3 horas c/u, que se llevan a cabo de forma semanal y el desarrollo de c/u de ellas requiere de trabajo previo de los alumnos en cuanto a la investigación teórica y el desarrollo y cálculos del diseño que presentará en el laboratorio, el laboratorio cuenta con osciloscopio, fuentes y generadores de funciones. El equipo presentará su diseño en socket experimental (protoboard) y en los casos en que sea necesario pasará el diseño a circuito Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN

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impreso. Los alumnos traerán los transductores o harán adaptación de transductores electrónicos para su uso médico. El trabajo de cada una de las prácticas se realiza en equipos de máximo 3 o 4 personas c/u. Una vez realizada cada una de las prácticas y presentada funcionando a los profesores, el equipo tendrá la obligación de entregar un reporte escrito de la misma, que deberá tener Objetivo, fundamentación teórica (desarrollada por los alumnos en base a la introducción de cada práctica dada por el profesor y a su investigación propia), metodología de trabajo, resultados obtenidos, análisis de los resultados, conclusiones y bibliografía. Se califica tanto la funcionalidad como la asistencia, participación y el reporte escrito de forma individual y colectiva.


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Cuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III PRACTICA I

ESTIMULADOR ANALGÉSICO Objetivo General: Identificar y explicar las características y aplicaciones de los electroestimuladores musculares analgésicos de propósito general y de uso en rehabilitación muscular. Objetivo particular: Diseñar y construir un estimulador analgésico con la forma de onda siguiente: Ancho de pulso 200 µs

Figura 1.1 Formas de onda obtenidas del circuito Y las siguientes características: • • • • • • • • • •

Frecuencias fijas: 2, 20, 40, 80, 120 Hz. Modulación en Frecuencia Modulación en Ancho de Pulso Trenes de Pulsos Amplitud positiva de 0 a 100 Volts Corriente de 0.001 a 0.06 Amperes Ancho de Pulso Máximo 200 µs Carga Virtual: 500 Ω Puede utilizar componentes discretos o microcontrolador La etapa de potencia no debe deformar la forma de onda.


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Introducción

El temor de la cultura occidental hacia las agujas y las posibilidades de la electrónica favorecieron el desarrollo de lo que hoy conocemos como electroestimulación. Esta nueva técnica utiliza impulsos eléctricos controlados (en lugar de agujas) que dice servir para paliar dolores, tonificar y fortalecer músculos y para liberar los reductores naturales del dolor y la inflamación. La electroestimulación viene empleándose, desde hace mucho tiempo, por algunas personas que creen que puede ayudar en rehabilitación, en las patologías musculares más comunes, dicen que previene la atrofia muscular, que relaja las contracturas y que ayuda al aumento de la fuerza para la estabilidad articular, entre otras cosas. La estimulación eléctrica con electrodos de superficie a través de la piel mediante equipos portátiles viene aplicándose con éxito en la medicina tradicional desde hace muchos años para el tratamiento del dolor (TENS) y la recuperación muscular (EMS). A diario nos enfrentamos con situaciones cargadas de ansiedad, tensión y nerviosismos que nos agotan físicamente y que hasta pueden provocarnos pequeñas lesiones orgánicas que, cuando las advertimos, ya se han declarado y requieren de una atención médica especializada. Y son muchos los que creen que con el uso de un electroestimulador, como el que se presenta a continuación, se podrá disfrutar de una relajación que, con el tiempo, se transformará en un mejor rendimiento físico diario y en una ayuda para gozar de una vida más plena.

Descripción del circuito electrónico La energía necesaria para hacer funcionar el equipo se obtiene a partir de 4 baterías doble A (AA). El diseño se basa en un circuito integrado 556 (dos 555 en un mismo encapsulado) donde uno de ellos trabaja a una baja frecuencia de entre 2 Hz y 100 Hz, y su régimen de trabajo es ajustado por P1. El otro oscilador lo hace a una frecuencia mayor, que es la necesaria para generar la conmutación a través de T1 y así obtener la elevación de tensión en la salida.


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Figura 1.2 Circuito propuesto del electroestimulador analgésico Los componentes C5, C6 y D1 se encargan de transformar la señal pulsante de salida en una forma de onda lo más parecida posible a una onda senoidal pura. Por su parte, R8 y P2 se encargan de ajustar el nivel de tensión de salida a niveles variables entre 20 y 100 Volts @ 10 mA de drenaje de corriente máxima. Por lo tanto, tenemos un oscilador fijo que funciona a unos 500 Hz (este valor no es crítico) y otro que lo habilita a una frecuencia variable según el ajuste de P1. Tr1 es un transformador de audio 8 Omh - 1KOhm y donde su primario (1KOhm) debe utilizarse como salida. A este tipo de transformadores se los suele utilizar en los circuitos cerrados de música funcional. Para finalizar la construcción de nuestro electroestimulador debemos considerar los elementos que colocaremos en los electrodos de salida: los más habituales son las almohadillas autoadhesivas utilizadas en electromedicina y que se pueden adquirir fácilmente en cualquier farmacia u ortopedia. Estos electrodos son muy cómodos de utilizar, ya que no requieren bandas elásticas para su fijación en el paciente y no necesitan cuidados especiales ya que la mayoría son desechables o descartables.


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Ejemplo de electrodos Fáciles de colocar y quitar Al ser autoadhesivos impiden contagio

descartables cualquier

Fig. 1.3 colocación de los electrodos del estimulador analgésico

La frecuencia, dosis e intensidad deberán ser especificadas por un profesional. Como orientación genérica podemos afirmar que las frecuencias entre 80 y 100 Hz. tienen mayor efecto analgésico que aquellas que las superan. Por su parte, las frecuencias que oscilan entre 20 Hz y 70 Hz están orientadas a los entrenamientos musculares para lograr una buena tonificación y modelado de la zona de aplicación. Por debajo de los 20 Hz, los efectos logrados son descontracturantes y, a su vez, mejoran la circulación sanguínea favoreciendo la oxigenación de la sangre y la creación de nuevos capilares. El tiempo de duración del tratamiento será el aconsejado por un profesional. En la mayoría de los casos, los tiempos oscilan entre los 15 y los 30 minutos. Por último, la amplitud de la tensión de salida ajustable por P2 deberá adecuarse según la sensibilidad del paciente y, al igual que en el caso anterior, siguiendo los consejos de un profesional para no provocar lesiones. Contraindicaciones El uso de los electroestimuladores está contraindicado en las siguientes situaciones o zonas del cuerpo:       

Enfermedades graves Fiebre superior a 38° Enfermedades infecciosas Cáncer Embarazo Enfermedades cardíacas Tumores en el aparato digestivo


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Cuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III    

Cabeza Problemas graves en las articulaciones Pacientes que deban hacer reposo Pacientes considerados por el fisioterapeuta profesional no aptos para el uso de electroestimuladores.  Pero lo voy a poner como nuevo post asi pueden darle un mejor uso



Este tipo de circuitos es delicado si no se toman las medidas correspondientes,la idea es un generador de pulsos (oscilador astable) de corta duración,estos pulso van a un transformador comun de voltaje colocado en reversa,es decir la salida original del transformador va a la salida del oscilador (un 555 en este caso) como esta en reversa el transformador elevará el voltaje en el sentido inverso,es decir si ponemos un transformador 220/6 voltios en reversa la nueva relacion sera 6/220 es decir una 40 veces estos pulsos de alto voltaje pero baja corriente son los que hacen contraer el musculo y es el principio de estos aparados,los electrodos que pueden ser un par de discos de metal no deben ir directamente a la piel porque pueden irritar y dejar marcas,generalmente se le pone una crema a base de agua o se les recubre con pequeñas esponjas humedecidas como las q recubren los audifonos,este es un circuito elemental,pruebalo sobre tu brazo para ver las reacciones,pero eso si NUNCA utilizar un adaptador de voltaje para alimentarlo,solo usarlo con pilas.



Figura 1.4 Etapa de Potencia del electroestimulador analgésico Partes: P1______________4K7 Potentiometro Linear (Controla la intensidad o amplificadortud del pulso,comenzar de cero e ir


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aumentndo) R1____________180K 1/4W Resistor R2______________1K8 1/4W Resistor (Cambiando R2 de 5,6K ohm a 10K maximo se tienen pulsos mas fuertes) R3______________2K2 1/4W Resistor R4____________100R 1/4W Resistor C1____________100nF 63V Polyester Capacitor C2____________100΅F 25V Electrolytic Capacitor D1______________LED Red . D2___________1N4007 1000V 1A Diodo Q1,Q2_________BC327 45V 800mA PNP Transistor IC1____________555 Timer IC T1_____________220V Primario, 12V Secondario 3 voltos transformadorrmer SW1____________SPST Switch (viene con P1) B1_____________3V Bateria (2 pilas 1.5V AA or AAA en serie) Aqui hay otra variante , sin utilizar transformadores de voltaje solo un transformador de salida de audio es decir el transformador que adapta la salida de los transistores a los parlantes en un amplificador de audio



Figura 1.5 Etapa de potencia del electroestimulador analgésico con LM 555 Si es la toma de 4 - 8 ohm de parlantes se obtiene unos 100 voltios pulsantes que cosquillean pero no hacen daño , es importante recalcar que esto da un voltaje no letal siempre que se alimente con pilas y se tenga cuidado , el potenciometro en serie con las placas de salida atenua el voltaje para irlo incrementando


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Cuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III en intensidad , el potenciometro en serie con la base limitala corriente de base para tener mayor o menor amplificación.

Fig. 1.6 Diseño completo de un electroestimulador

Las pruebas de funcionalidad se dan en cuanto al armado del circuito, la verificación del funcionamiento correcto con la ayuda del osciloscopio y multímetros, y la prueba del circuito colocando dos electrodos de Ag/AgCl tipo ECG desechables en la posición apropiada en un músculo flexor Biceps o radial de la extremidad superior que se colocará en postura relajada, y realizando la conexión de las salidas del equipo con caimanes, el alumno que lo pruebe estará con los ojos cubiertos y lo que se verificará es el logro de la contracción involuntaria del músculo Biceps o los dedos índice y pulgar de la mano en el caso de que los electrodos estén colocados en el músculo radial.


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Cuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III PRÁCTICA 2

SIMULADOR DE ECG Objetivo General: diseñar un simulador de señal de ECG con chips y circuitos electrónicos discretos como diodos, transistores, opams, resistencias y capacitores . Objetivo particular: Crear un dispositivo simulador de señal ECG funcional, esta señal servirá de base para desarrollar posteriormente prácticas de instrumentación biomédica como un marcapasos por inhibición, y para probar un desfibrilador con cardioversión este simulador deberá ser capaz de presentar señal ECG normal y con arritmias.

Figura 2.1 Forma de presentar el simulador ECG diseñado


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Figura 2.2 señal de ECG con arritmia.

Antecedentes Teóricos El origen del simulador se debe a sugerencias a través de varios años,de participantes en talleres de interpretación de arritmias 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 sin poner en riesgo la salud o la vida de ningún paciente. Aunque hay muchos centros hospitalarios que poseen simuladores, la mayoría del personal de enfermería y paramédicos no tienen acceso a estos costosos equipos(simuladores entre $3000 y $5000 y los monitores entre $10000 y 20000 dólares). La red ya tiene numerosos sitios que se dedican a ofertar módulos de textos de ECG. Recientemente , con la llegada de versiones avanzadas de Flash es que se ha podido crear un simulador disponible en la red que reúna ciertas condiciones: rápida descarga(menos de 200 K de tamaño) interactividad avanzada sin ficheros de gran tamaño - utilizable en varias plataformas(Flash está disponible para Windows, Mac y Unix) inclusión de sonido y animación con ficheros pequeños - utilización de animación antes de una descarga completa de la animación Estas ventajas junto con las innovaciones en hardware y software de navegadores permiten la posibilidad de crear un simulador compacto y rápido de descargar (menos de 95 K de tamaño).


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Pero para mejorar la calidad del aprendizaje del ingeniero Biomédico en esta sección se propone el desarrollo de un simulador de señales de ECG con circuitos electrónicos discretos el cual servirá de base para que posteriormente diseñen un marcapasos, el simulador de señal ECG deberá ser capaz de presentar la señal normal y con al menos una arritmia cardiaca ventricular. Se trata de un simulador de señal de electro-cardiograma (latidos del corazón. El simulador debe ser, de preferencia, a base de diodos, transistores, arreglos de resistencias y capacitores, amplificadores operacionales y demás elementos por el estilo. El período de la señal es de 0.64 ms y se puede dividir a base de monoestables en 3 de 0.08, 1 de 0.24 y 1 de 0.16ms, esto a base del 555 en el modo monoestable usando el flanco de bajada. Hay que convertir los pulsos cuadrados del 555 en las formas de onda necesarias para formar la señal de ECG:

Figura 2.3 Duración Normal de la señal ECG Esto es la suma de dos medias ondas senoidales para el P y T + una triangular para el complejo QRS. La suma la van a hacer con circuitos sumadores y una vez obtenida la onda del ECG completa se deberá poder variar la frecuencia desde los valores normales a otras frecuencias para simular Taquicardia, Bradicardia o arritmias cardiacas. Queremos todos los complejos PQRST necesarios para un registro de ECG de 15 segundos. También se puede utilizar el diseño de la práctica anexa pero sumando las señales de salida para formar todo el registro ECG es decir: onda P, Complejo QRS y onda T. Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN

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Figura 2.4 Señal de ECG y escala que se maneja en el papel milimétrico de registro La intención es que la suma de todas estas sea la señal de periodo normal de .64ms

Figura 2.5 Una propuesta de diseño para el simulador ECG


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Figura 2.6 Diseño de pista y simulador ECG

lista de partes para el diseño de un

Figura 2.7 Otra propuesta para el diseño de un simulador ECG haciendo uso de 1 FET y OPAMs Las pruebas de funcionalidad consisten en la observancia de la forma de onda de la señal ECG en el osciloscopio, el certificar que se puede variar la frecuencia de la señal ECG en los límites deseados para simular taquicardia y Bradicardia y paro cardiaco. Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN

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MARCAPASOS POR INHIBICIÓN MARCAPASOS VENTRICULAR EXCITATORIO Objetivo General: Identificar las características y aplicaciones de los marcapasos cardiacos electrónicos de uso especial. Objetivo particular: Diseñar y construir un marcapasos ventricular excitatorio (VVTOO) que genere un estímulo controlado en voltaje y cuya frecuencia varíe de 1 a 2 Hz al faltar el complejo QRS del ECG. Aprovechar también el simulador de ECG construido en la práctica anterior para sensar el complejo QRS y generar solo los pulsos faltantes para estimular el ventrículo y normalizar la función cardiaca en las frecuencias cardiacas de 60 a 120 Latidos por minuto. La característica de ser marcapasos por inhibición se da debido a que en caso de que el corazón del paciente pueda “latir por si mismo” el dispositivo detectará este “latido natural” y no estimulará artificialmente el corazón en ese momento favoreciendo así la recuperación real de la salud del paciente.

Figura 3.1 ubicación del marcapasos y posicionamiento de los electrodos en el cuerpo del paciente.


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Figura 3.2 Señal de ECG típica con superposición del momento de contracción ventricular

Introducción teórica Un marcapasos es un aparato electrónico generador de impulsos que excitan artificial y rítmicamente el corazón cuando los marcapasos naturales del corazón no pueden mantener el ritmo y la frecuencia adecuados. Además estos dispositivos monitorizan la actividad eléctrica cardiaca espontánea, y según su programación desencadenan impulsos eléctricos o no. Hyman fue el primero que estimuló el corazón con un generador de impulsos externo (que cargaba manualmente con una manivela) mediante unos cables transtorácicos hasta el corazón, pero fue el Dr. Senning, en 1958, quien inició la estimulación cardiaca con el marcapasos tal como se entiende hoy día, con el generador de estímulos implantado dentro del cuerpo. Las primeras pilas utilizadas fueron de níquel-cadmio, que sustituidas posteriormente por las de mercurio-zinc y finalmente por las de litio, consiguiéndose un tamaño mucho más pequeño Otro paso muy importante fue la aparición de los circuitos integrados en sustitución de los transistores, que además de reducir el tamaño han permitido la programación del marcapasos desde el exterior. Actualmente los marcapasos son muy sofisticados, incluyendo un microprocesador, permitiendo medir y programar un gran número de parámetros. FISIOLOGÍA CARDIACA El corazón tiene un marcapasos fisiológico, el nódulo sinusal, situado en la pared de la aurícula derecha, que genera impulsos eléctricos de forma autónoma. Estos impulsos se transmiten al nodo aurículoventricular y sistema de Purkinge, produciéndose la despolarización de los ventrículos y la contracción muscular de los mismos. Pero cuando este sistema de conducción no funciona bien, puede ser necesaria la colocación de un marcapasos.


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ELEMENTOS BÁSICOS

El marcapasos consta de un generador de impulsos y catéteres con superficies expuestas (electrodos.) El generador tiene una batería cuya función es aportar corriente eléctrica suficiente para la estimulación de las fibras miocárdicas. Actualmente se usan baterías de Litio que permiten mayor duración, confianza y predicibilidad de su agotamiento. Consta también de un oscilador que se encarga de que el estimulo entregado dure intervalos de tiempo breves y a una frecuencia acorde a la programación: Esto se modifica según el sensado; intervalo A- V, etc.

Electrodos epicardicos Adaptador para la conexión de los hilos situados en las aurículas conductores al generador del y ventrículos marcapasos

Conexión del adaptador al generador. En las clavijas

Figura 3.3 ubicación y colocación de los electrodos en el corazón y su fijación y conexión al marcapasos

Se ha llegado al acuerdo internacional de identificar el tipo de marcapasos con la siguiente nomenclatura: IV II III I CAMARA PROGRAMACION V FUNCION CAMARA RESPUESTA ESTIMULADA RESPUESTA ANTITAQUICARDIA SENSADA SENSADO FRECUENCIA 0

0

0

0

0

A

A

I

R

P

V

V

T

P

S

D

D

D(I+D)

M

D(P+S)

S

S

C

Figura 3.4 Clasificación de la NASPE y de la BPEG para clasificar los marcapasos. NASPE : North American Society of Pacing and Electrophisiology BPEG : British Pacing and Electrophisiology Group


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Fuentes de energía y tipos de baterías para los marcapasos

La batería de mercurio- zinc fue desarrollada en 1947, y se implanto por primera vez en 1960 tenia una duración superior a la de níquel aluminio recargable que en la práctica solo alcanzaba los dos años de edad y tenía problemas de fallos prematuros debido a su electrolito líquido corrosivo teniéndose que cargar semanalmente. Un desarrollo posterior introdujo la batería nuclear, con una vida media estimada de 25-30 años de edad. Se implanto en Francia por primera vez en 1970. Aunque estos marcapasos tienen una tasa de supervivencia acumulada más alta de entre todas las fuentes de energía se ha limitado su uso. Los problemas principales son: 1. Posibles lesiones por radiaciones, tanto en el paciente como en otras personal 2. Posibilidad de contaminación radioactiva si se rompieran las capsulas selladas herméticamente. Las baterías a base de Litio, son las que se utilizan hoy de forma general pareciendo ser las de mas larga vida las de litio-sulfuro cuprico. En el tema de protección de los circuitos se han probado diversas opciones finalmente la triunfadora ha sido la carcasa de titanio por las siguientes cualidades durabilidad, protección vs corrosión, menos riesgo de rechazo del paciente. La conexión de los electrodos también se ha desarrollado con el tiempo para evitar fugas y roturas de los mismos en las conexiones con el generador.

Figura 3.5 Algunos tipos de marcapasos y sus cubiertas para evitar rechazo, a base de Epoxi, acero inoxidable y titanio. Iconografía: St. Jude Medical


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Figura 3.6 Elementos y partes componentes de un marcapasos comercial . Iconografía: St. Jude Medical

Figura 3.7 dispositivo de marcapasos moderno con conexión de cables . Iconografía: St. Jude Medical

El circuito básico de un generador consta de : 1. Amplificador de sensado 2. Circuito lógico 3. Circuito de comunicación , conectado con el anterior 4. Circutio de salida conectado también con el circuito lógico y el cable


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Figura 3.7 Diagrama a bloques de un marcapasos . Iconografía: St. Jude Medical El Amplificador de sensado consta de protección contra desfibrilacion, filtros, amplificadores y comparador. La señal de entrada por el amplificador de sensado llega al circuito lógico, compuesto por osciladores, controlador y marcapasos, estando conectado el controlador al circuito de comunicación. El Circuito de comunicación lleva un sistema de telemetría que le permite la variación a través del mismo de los parámetros del marcapasos como puede apreciarse en las figuras adjuntas.

Figura 3.8 Descripción de partes del amplificador de sensado de un marcapasos . Iconografía: St. Jude Medical


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Figura 3.9 Diagrama a bloques del circuito de salida de un marcapasos . Iconografía: St. Jude Medical

Figura 3.10 Diagrama a bloques del circuito de comunicación de un marcapasos. . Iconografía: St. Jude Medical Se ha creado todo una terminología en el caso de los marcapasos para definir sus distintas funciones tanto de sensado como de activación y es un vocabulario que precisamos conocer. UMBRAL : Amplitud mínima del estimulo con una determinada anchura del impulso necesaria para conseguir la despolarización miocárdica ( es decir, la captura) fuera del periodo refractario del corazón. Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN

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IMPEDANCIA : Suma de todas las fuerzas que se oponen al flujo de corriente en un circuito eléctrico. En los marcapasos esta determinada por la resistencia de las derivaciones, del tejido entre los electrodos y de las interfases electrodos – tejidos. DETECCION : Amplitud pico a pico (en mV) de la señal intracardiaca, P o R. RAPIDEZ DE CAMBIO : Cambio del voltaje del Electrograma intracardiaco a lo largo del tiempo (dv/dt) SENSIBILIDAD :Nivel en mV que debe de superar un electrograma intracavitario para ser detectado por el marcapasos. HISTERESIS DE FRECUENCIA : Retraso del comienzo de la activacion ventricular para conservar la activacion y la contracción fisiológicas normales. HISTERESIS AV : Búsqueda automática de eventos ventriculares espontáneos durante un intervalo AV prolongado. Si hay sucesos ventriculares espontáneos, el intervalo AV permanece prolongado para conservar la conducción AV intrínseca.

Detector de pulsos faltantes con el timer 555

De aquí hay que conectar a otro astable (si se desea que funcione de forma automática al faltar la señal ECG, o a un monoastable para dar pulsos aislados ante pulsos ECG faltantes. Aquí entra la señal de un comparador de OPAM polarizado a 5 Vdc en el que en una de sus patas se conecta la señal ECG (del paciente o del simulador ECG) y en otra un voltaje de referencia que cruce a la altura de la R, de la señal ECG. Figura 3.11 Sugerencia para el diseño en el laboratorio de Bioinstrumentación III con un missing pulse detector o detector de pulsos faltantes realizado con un Timer 555.


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Este circuito detecta la falta o pérdida de uno o más de los pulsos de un tren continuo de ellos aplicado a su entrada . El principal componente de este circuito es el temporizador 555 . En este circuito se configura como un monostable , es decir, un circuito que a la salida dá un solo pulso en alta cada vez que se le dispara a través de una bajada en su pin 2. Cada vez que un pulso de bajada llega a la pata 2 del temporizador 555 este se dispara para dar en la salida un solo pulso alto en el pin 3. El ancho de pulso se define por los valores de la resistencia R2 y el condensador C1 de acuerdo a la bien conocida fórmula T =1.1 RC. R2 y C1 deben elegirse de tal manera que el ancho de pulso de salida en la pata 3 sea ligeramente mayor que el tiempo que hay entre cada pulso de entrada. Si la llegada de los pulsos al pin 2 es continua , la salida nunca podrá terminar un pulso único , es decir no tendrá tiempo de "bajar" permaneciendo siempre en alta. Se debe poner un led con su resistencia para observar este efecto. Esto se debe a que el temporizador 555 siempre será redisparado por las bajadas de los pulsos entrantes y el condensador C1 siempre se descargará a través del transistor Q1 cada vez que un nuevo pulso de entrada llegue. Como tal, la salida de la pata 3 del 555 siempre será 'alta' . Sin embargo, la falta de un pulso en la entrada permitirá que la pata 3 termine la salida de un pulso programado por R2 y C1 no importa si el siguiente pulso entrante lo vuelve a redisparar, significa que va a cambiar su estado de 'alta' a 'baja' después que el ancho de pulso se ha alcanzado , con esto ya se obtuvo un pulso negativo (bajada) que puede usarse para activar una alarma o disparar otro monostable 555 que nos conecte una sirena el tiempo que programemos ,esta será nuestra alarma. El detector de pulsos faltantes hay que programarlo en la práctica de acuerdo a la frecuencia de pulsos que entran , moviendo el potenciómetro para que el pulso de salida del monoastable sea solo un poco mayor al período de las ondas cuadradas entrantes , es fácil hacerlo en osciloscopio , de lo contrario hay que echar mano a nuestros cálculos aritméticos , recordar que el período de un tren de ondas es el inverso de su frecuencia T=1/f para con esto calcular el tiempo del monoastable e ir ajustando poco a poco hasta que la salida siempre este en alta , poniendo un led con su resistencia para monitorear la salida, el funcionamiento se prueba interrumpiendo momentáneamente los pulsos de entrada , el led debe apagarse y se vuelve a prender cuando los pulsos regresan , funciona bien con entradas cableadas. Para hacer un enlace óptico mediante laser o infrarrojo hay que tener en consideración que los pulsos que llegan al fototransistor o a la fotoresistencia llegan distorsionados, muchas veces con un nivel no digital , hay que conformarlos o "cuadrarlos" nuevamente con comparadores o Schmitt trigger para recuperar la réplica de la onda transmitida , es un trabajo más complejo que hacerlo con línea cableada. Las pruebas de funcionalidad consisten en la obtención de los pulsos del marcapasos superpuestos y sumados con la señal de ECG del simulador para verificar su funcionamiento y sincronización adecuada en los casos de paro cardiaco, taquicardia, bradicardia y arrtimias.


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Cuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III PRÁCTICA 4 BOMBA DE CIRCULACIÓN CONTROL DE FLUJO PARA BOMBA PERISTÁLTICA

Figura 4.1 Bomba peristáltica con motor D.C. OBJETIVO: Controlar el flujo o gasto de una bomba peristáltica pequeña con motor de D.C. al menos en 3 flujos distintos. Material Necesario: Conseguir una pequeña bomba peristáltica dosificadora pequeña controlada por motor de D.C. a 12 Volts o menos en el centro en las calles de Victoria en el Centro Histórico de México,D.F. o en las casas donde venden peces y acuarios pequeños, se requiere una por equipo de laboratorio para realizar una práctica de control de flujo. Tubería o manguera del tipo necesario para la bomba peristáltica, una probeta graduada y un cronómetro. Circuitos Integrados, Resistencias, capacitores, potenciómetros, (al gusto según el diseño seleccionado), Timers 555, conversores de F/V LM2907, Introducción Teórica Una bomba peristáltica es un tipo de bomba de desplazamiento positivo usada para bombear una variedad de fluidos. El fluido es contenido dentro de un tubo flexible empotrado dentro de una cubierta circular de la bomba (aunque se han hecho bombas peristálticas lineales). Un rotor con un número de 'rodillos', 'zapatas' o 'limpiadores' unidos a la circunferencia externa comprimen el tubo flexible. Mientras que el rotor da vuelta, la parte del tubo bajo compresión se cierra (o se ocluye) forzando, de esta manera, el fluido a ser bombeado para moverse a través del tubo. Adicionalmente, mientras el tubo se vuelve a Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN

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abrir a su estado natural después del paso de la leva ('restitución'), el flujo del fluido es inducido a la bomba. Este proceso es llamado peristalsis y es usado en muchos sistemas biológicos como el aparato digestivo. Usos típicos de Bombas peristálticas •

Máquinas de diálisis

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Máquinas de bombas para bypass de corazón abierto

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Bombas de infusión de sueros

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Fabricación de alimentos

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Dispensar de bebidas

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Producción farmacéutica

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Lodo de aguas residuales

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Fuentes y cascadas decorativas de mesa (éstas son las que se pueden conseguir en el centro en la Calle de Victoria, hay que comprar una pequeña controlada por motor D.C. a 12 Volts o menos)

•

Sistemas de inyección de tinta de las impresoras.

Aplicaciones médicas del diseño

Figura 4.2 Máquina de Hemodiálisis


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Figura 4.3 Máquina de circulación extracorpórea (máquina corazónpulmón)


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Fig. 4.4 . Circuíto de hemofiltración modificada

Figura 4.5 Extracorporeal membrane Oxygenation ECMO utilizada Más en pacientes neonatos y Pediátricos. O en adultos con severos Daños en corazón y pulmones


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Figura 4.6 Máquina corazón pulmón de circulación extracorpórea La bomba de rodillo, rotatorias o peristálticas diseñadas por De Bakey para uso en máquinas de circulación extracorpórea y en Hemodiálisis son las más utilizadas. En los últimos 30 años las bombas de rodillo han sido las más comúnmente utilizadas para by pass cardiopulmonar. La bomba consiste en una serie de tubos localizados en la parte interna de una superficie curva. La superficie curva se encuentra en el perímetro externo de unos rodillos ubicados en los extremos de dos brazos rotatorios (normalmente 2 ubicados a 180º entre ellos). El sistema se organiza de forma que un rodillo comprima el tubo en todo momento. El flujo sanguíneo es inducido por la compresión sobre el tubo, presionando así la sangre hacia delante de los rodillos. La rata de flujo depende del tamaño del tubo, la longitud del circuito, la frecuencia de rotación de la bomba (revoluciones por minuto). Existen tablas de calibración que deben ser revisadas constantemente para asegurar el correcto flujo de la bomba. El grado de oclusión dado por los rodillos debe ser ajustado para evitar la hemolisis (destrucción de los glóbulos rojos y otras células sanguíneas) . La compresión excesiva agrava la hemólisis y el desgaste de los tubos, muy poca oclusión produce igualmente hemólisis, pero peor aún compromete el gasto cardiaco. La mayoría de cirujanos cree que la menor hemólisis aparece cuando los rodillos se encuentran levemente no oclusivos. Un problema fisiológico que surge a menudo es el de la importancia del flujo pulsátil de la circulación normal. Según datos experimentales, para largos periodos de tiempo el flujo pulsátil es importante, pero para cirugías de 1 a 4 horas no presenta mayor problema. El aumento del tono vasomotor que tiene lugar durante la circulación extracorpórea puede ser una respuesta fisiológica al riego no pulsátil.[14] Por este motivo se han diseñado algunos métodos para lograr el flujo pulsátil. Aunque no es del tema de esta revisión las bombas de contrapulsación intraaorticas, y las bombas hidráulicas o neumáticas de tipo ventricular son algunos ejemplos. Al controlar la velocidad del motor de D.C. se puede controlar el flujo o gasto de la bomba en varios valores, para fines de esta práctica sólo deberá ser en tres valores distintos.


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Figura 4.7 Componentes de una bomba peristáltica o rotatoria

CONTROL DE MOTORES SÍNCRONOS

Figura 4.8 Estructura Interna de un Motor de D.C.


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Figura 4.9 : A la izquierda se observan varios modelos de Motores de D.C. a la derecha se observa un motor de D.C. conectado a un sistema de engranes lo que sirve para reducir la frecuencia (RPM) y aumentar el torque o fuerza.

Los motores síncronos son usados como servo-controladores en aplicaciones como equipos periféricos de computadoras, robóticos y como controladores de velocidad ajustables en una variedad de aplicaciones como: bombas de carga proporcional, grandes abanicos y compresores. En aplicaciones de baja potencia hasta unos cuantos kilowatts, son usados motores sincrónicos de imán permanente (ver Figura 1). Estos motores son a menudo referidos como motores de "DC sin brocha" o motores conmutados electrónicamente. A continuación aparece un sistema de control de velocidad de circuito cerrado para un motor de D.C.

Figura 4. 10 Conversor F/V LM2907


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Figura 4.11 Sistema de Control de motor de CC en lazo cerrado

El sistema de control de velocidad de un motor de D.C. de lazo cerrado también conocido como servomotor por el lazo de retroalimentación de posición, aquí se requiere de sensar la velocidad del motor con un tacómetro, convertir de frecuencia a voltaje la señal y retroalimentarlo a la entrada del sistema. El sensado de la velocidad se puede hacer montando un disco negro con una o varias ranuras o hendiduras al eje del motor y fijando un optoacoplador para convertir la velocidad en una serie de pulsos de cierta frecuencia, luego se convierte la frecuencia a voltaje con un convertidor de F/V comercial y se retroalimenta a la entrada de forma negativa y se suma o diferencia en la entrada. Este tipo de servomecanismos es controlado por frecuencia y si se quiere más torque hay que agregar transformadores de engranes.


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Figura 4.12 servomotor comercial Servo HITEC con accesorios Se controlan a través de tres cables, dos son para voltaje y tierra y el tercero para una señal de posición de control que es un pulso. Una posición central sería un pulso de 1.5 milisegundos, que es enviado 50 veces por segundo al motor (cada 20 millisegundos). Un pulso de 1 ms rotará el eje totalmente a la izquierda y un pulso de 2 ms rotará totalmente el eje a la derecha. Cualquier valor intermedio hará posicionar el eje entre los +-/90 grados, con respecto al centro (1.5 ms) como siempre es una aproximación dependiente del Hardware y toca probar el rango mínimo y máximo del servo y los pulsos. La alimentación del servo debe ser de 4 a 6 voltios y debe estar separada a la del microcontrolador y por lo menos debería tener una capacidad de 1 amperio, si se utiliza un regulador de voltaje con suficiente capacidad se puede conectar a la misma fuente de alimentación que el microcontrolador.

Figura 4.13 Este otro circuito sirve para controlar la velocidad del motor con un sistema de control de ancho de pulso (Pulse Width Meter=PWM), el ajuste de la velocidad se hace con el pot de 100K. Este sistema de control es de lazo abierto (no retroalimentado). Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN

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Cuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III Este circuito sirve para controlar la velocidad de un motor de D.C de 12 Volts por ancho de pulso, es mejor hacerlo con este tipo de circuito en vez de utilizar una fuente de D.C. variable porque si lo haces así, conforme vayas disminuyendo el voltaje perderás Torque o fuerza, en este circuito se debe modificar el Mosfet tipo IRF830, sustituyéndolo por uno IRFZ44 que puede manejar perfectamente de 20 a 30 Amperes (con un disipador de calor de aluminio y grasa disipadora de calor), y el potenciómetro de 100 K, que sirve para regular la velocidad lo puedes comprar de tipo líneal o multivuelta para mayor precisión.

Figura 4.14 Circuito para control de velocidad de un motor por PWM pulse width modulation o modulación de ancho de pulso. Iconografía http://usuarios.lycos.es/cefimees.

Este otro circuito permite el control de velocidad de un motor DC, la alimentacion "V" puede ser dependiendo del motor a utilizar,cabe mencionar que para motores mas grandes se debe tener en cuenta corriente,voltaje,potencia, etc. En este caso se utiliza un circuito a base de Flip/Flop RS. También se puede diseñar un PWM con un microcontrolador PIC 16F084 o superior, pero hay que trabajar en el acondicionamiento de la señal de salida para darle la potencia necesaria para controlar la velocidad del motor sin perder Torque. Las pruebas de funcionalidad se realizan mostrando el funcionamiento de la bomba peristáltica y el control electrónico para manejar y controlar flujo de líquidos (agua con sabor de Jamaica o cereza), haciéndolo circular a través de tuberías flexibles desde un recipiente hasta otro graduado (por ejemplo una probeta de laboratorio) y cronometrando el tiempo para calcular el flujo o gasto al menos en tres niveles, bajo, medio y alto. Con la tubería purgada (ausente de burbujas de aire). Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN

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DESFIBRILADOR CARDIACO DE DESCARGA CAPACITIVA DE ONDA SENOIDAL AMORTIGUADA CON CARDIOVERSIÓN

(a)

(b) Figuras 5.1 a) paciente sometido a RCP con ayuda de un desfibrilador, b) dibujo acerca del funcionamiento de un desfibrilador Objetivo General: Identificar y explicar las características y aplicaciones de los estimuladores de propósito general y de uso especial para ayudar a recuperar el músculo cardiaco. Objetivo Particular: Diseñar y construir una fuente para cargar un capacitor de desfibrilador el cual sea capaz de desarrollar una energía de 20 Joules en un máximo de 30 segundos, el desfibrilador deberá ser con cardioversor (sincronizado con la señal ECG que obtendrán del simulador de ECG diseñado previamente. Introducción Teórica: Una de las técnicas de RCP (resucitación cardiopulmonar) consiste en la intubación endotraqueal del paciente y la asistencia respiratoria mediante el uso de un ambú, pero para lograr la resucitación cardiaca de un paciente que tiene problemas de fibrilación cardiaca (aurícular o ventricular) es necesario utilizar un desfibrilador cardiaco para Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN

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aplicar una descarga eléctrica intensa a través del corazón y restablecer el ritmo cardiaco normal. La fibrilación ventricular es una arritmia letal que resulta de la contracción incoordinada de las fibras ventriculares. Al perderse la acción conjunta de dichas fibras, no se logra el efecto de bombeo de sangre hacia el organismo. La actividad eléctrica registrada es caótica, y en la señal de ECG no se pueden distinguir los complejos QRS. Para revertir esta situación se puede aplicar una descarga eléctrica intensa a través del corazón, proceso conocido como desfibrilación, lo cual provoca una despolarización simultánea de una masa crítica de fibras musculares cardiacas.

Figura 5.2 Cadena de supervivencia de un paciente

Figura 5.3 Focos ectópicos en el corazón causantes de fibrilación ventricular


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Figura 5.4 ECG representando las patologías de Taquicardia y Fibrilación ventricular

(a)

(b)

Figuras 5.5 a y b muestran la colocación correcta de los electrodos o paletas para pasar la corriente de un desfibrilador en un simulador y en un paciente real.

Figura 5.6 El desfibrilador y la posición correcta para colocar los electrodos o paletas para realizar una desfibrilación.


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Figura 5.7 Ubicación correcta de los electrodos para realizar una desfibrilación. Entre un 75 y 90% de la masa de las fibras responderán simultáneamente a esta activación forzada. Cuando regresen al estado de reposo estarán en condiciones de responder al marcapasos natural (nodo S-A), restaurándose el sincronismo y el bombeo de la sangre.

El choque de corriente continua sobre el corazón provoca la despolarización simultánea de todas las células miocárdicas, que provocan una pausa para la repolarización; y posteriormente, si ha tenido éxito, el corazón retoma el rítmo eléctrico normal, con la despolarización y contracción muscular, primero de las aurículas y posteriormente de los ventrículos. El éxito del tratamiento depende tanto de la patología subyaciente, como de la densidad de corriente que se alcanza en el miocardio. Cardioversión Las aurículas también pueden fibrilar, pero esta situación no representa una arritmia letal como ocurre con la fibrilación ventricular. La acción incorrdinada de las fibras auriculares hace que se pierda el bombeo de las aurículas hacia los ventrículos, disminuyendo la precarga y, consecuentemente, el rendimiento cardiaco, siendo éste alrededor de un 20% menor. La fibrilación auricular se puede revertir a través de medicación o aplicando una descarga eléctrica (desfibrilación) en una parte determinada del ciclo cardiaco. El proceso de desfibrilación auricular se denomina cardioversión. La descarga de energía se debe hacer luego del complejo QRS y antes de la onda T, de la señal de ECG, específicamente en el segmento ST y deberá iniciar después de detectar la onda R. Una descarga sobre la onda T puede desencadenar una fibrilación ventricular. La cardioversión se utilizó por primera vez en humanos por Zoll et al. en los años 50 para el tratamiento de la fibrilación auricular mediante choques de corriente alterna, que frecuentemente inducían Fibrilación Ventricular. Poco después Lown et al. reduce drásticamente esta complicación al realizarlo con corriente continua. Posteriormente estas Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN

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desaparecerían al introducir la sincronización con la onda R del electrocardiograma (ECG), es decir emitir la descarga con la despolarización de los ventrículos, evitando hacerlo en la repolarización ventricular, la onda T del electrocardiograma. La descarga eléctrica se puede aplicar sobre la superficie del torax, mediante paletas de desfibrilación o parches adhesivos (electrodos), o directamente sobre el músculo cardiaco, a través de paletas internas (en cirugías).

Figura 5.8 ECG normal y significado de c/u de las formas de onda P, QRS, T , los intervalos y los segmentos.

Figura 5.9 ECG con fibrilación auricular, que recibe un shock de desfibrilador con cardioversión sincronizado con la onda R del electrocardiograma (ECG), y después recupera su ritmo normal ECG. La descarga eléctrica se puede aplicar sobre la superficie del tórax, mediante paletas de desfibrilación o parches adhesivos (electrodos), o directamente sobre el músculo cardiaco, a través de paletas internas (en cirugías). Se ha normalizado que la descarga a aplicar en el paciente se mida en niveles de energía eléctrica, donde su unidad es el Joule (J). La energía almacenada en un capacitor se puede calcular como:

E= ½ x C x V2

(5.1)

Ecuación 5.1 Energía almacenada en un capacitor


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En la ecuación anterior se observa que la energía es directamente proporcional al cuadrado de la tensión. Los desfibriladores utilizan capacitores fijos, por lo tanto el valor de C de la ecuación (1) es constante. Entonces, para obtener distintos valores de energía, se d3ebe modificar la tensión con que se carga el capacitor. Si bien el valor de los capacitores difiere de acuerdo a la marca del equipo, un valor estándar es de 32 microfarads. Tambien se encuentra especificado que la energía a entregar por el desfibrilador de descarga capacitiva debe ser como máximo de 360 J para paletas externas y 50 J para paletas internas. Despejando V de la Ecuación (5. 1) , podemos calcular los valores de tensión con que se debe cargar un capacitor de 32 microfaradios para obtener una energía de 360 J o 50 J.

V= ((2 xE)/C) ½

(5.2)

Para paletas externas (Emax = 360 J) ; Vmax = 4743 V Para paletas internas (Emax = 50 J) ; Vmax = 1768 V. La corriente pico que recibe el paciente puede alcanzar los 90 A cuando la energía almacenada es 360 J. Normalmente la duración de la descarga es de 3 a 9 ms. La carga del desfibrilador a su nivel máximo de energía debe durar de 5 a 15 seg. Nota: Aquí los alumnos deberán hacer los cálculos para el que diseñarán de 20 J, y anexarlos a su reporte.

(a)

(b)

Figuras 5.10 (a) monitoreo de arritmias cardiacas, (b) corrección de arritmia cardiaca después de desfibrilación.


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Figura 5.11 Sistema de conducción eléctrica normal del corazón en el ritmo sinusal normal y focos ectópicos auriculares causantes de la fibrilación auricular

(a)

(b)

Figuras 5.12 (a) Doctor aplicando desfibrilación externa con cardioversión a un paciente, (b) Desfibrilador cardioversor interno implantado en el paciente como si fuera un marcapasos.


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Cuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III Tipos de aparatos de desfibrilación

Figura 5.13 Partes de un desfibrilador externo Los aparatos de desfibrilación cardiaca se clasifican según la vía de acceso en dos tipos: a)Desfibrilador externo y b) Desfibrilador interno. Los aparatos de desfibrilación cardiaca se clasifican también según el tipo de energía en: c) Monofásicos y d) Bifásicos.

a) Desfibrilador externo:

es aquel desfibrilador en el que La energía se administra con unas palas o electrodos colocados en el tórax, en la superficie cutánea. De estos existen dos tipos: 1. Desfibrilador-cardioversor manual o convencional. Es el utilizado por los equipos médicos. En el se visualiza en una pantalla una tira de ritmo del electrocardiograma y el médico decide la intensidad y si se sincroniza la descarga con la onda R. En caso de no sincronizar se estaría realizando una desfibrilación y si se sincroniza una cardioversión. 2. Desfibrilador externo automático (DEA) que puede ser semiautomático(DESA) si el aparato detecta la arritmia y avisa al operador para que libere la energía o completamente automático si no requiere la intervención del operador para liberar la energía.

Figura 5. 14 Posición correcta para la colocación de las paletas y/o parches de electrodos de un desfibrilador externo. Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN

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b) Desfibrilador interno: es aquel en el que la energía se administra desde el endocardio, mediante cables-electrodos. Se precisa mucha menor cantidad de energía. Existe un sólo tipo: c) desfibrilador automático implantable (DAI): en que el generador está implantado en el tejido subcutáneo con cables-electrodos generalmente situados en las cavidades cardíacas derechas. Los modelos actuales son de onda bifásica. Se colocan en pacientes con especial riesgo de presentar una fibrilación ventricular.

Figura 5.15 implante de un desfibrilador automático interno

Figura 5.16 Estructura de un desfibrilador cardiaco interno implantable

d)

Desfibriladores Monofásicos: Son los empleados hasta ahora, y aunque son los más utilizados en la actualidad se han dejado de fabricar. Descargan corriente unipolar, es decir una sola dirección del flujo de corriente. La dosis habitualmente empleada en una desfibrilación con este aparato es de 360 julios. Dentro de este grupo existen dos formas de ondas: l


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1. La monofásica amortiguada sinusoidal en el que el flujo de corriente vuelve a cero gradualmente y 2. la monofásica truncada exponencial en el que es terminada electrónicamente antes de que el flujo de corriente alcance el cero.

Figura 5.17 Tipos de forma de ondas generadas por un desfibrilador

e)

Desfibriladores Bifásicos: Son los que descargan corriente que fluye en una dirección positiva durante un tiempo determinado antes de revertirse y fluir en dirección negativa durante los restantes milisegundos de la descarga. Son más eficaces, precisando aproximadamente la mitad de energía que los monofásicos. En el frontal del aparato debería mostrar el rango de dosis efectiva. Si se desconoce se utilizará 200 julios. Generalmente se utilizan de 2 a 4 Julios/Kg para adulto en el caso de desfibrilación. Y de 0,5 a 1 J/Kg en caso de Cardioversión. Este grupo tiene dos principales formas de onda: 1. bifásica truncada exponencial y la 2. bifásica rectilínea.

Figura 5.18 Forma de Onda tipo Edmark generada por un desfibrilador


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Corriente de Desfibrilación e Impedancia Transtorácica

La preparación de la superficie de la piel y una correcta colocación de los electrodos, son factores preponderantes para lograr una desfibrilación efectiva. Además de esto, se requiere que una cantidad suficiente de corriente (corriente de desfibrilación) sea liberada al músculo cardiaco. Diversos factores inciden sobre la cantidad de corriente que será necesaria para desfibrilar, por ejemplo, la forma y tamaño del cuerpo, ciertos medicamentos que el paciente haya consumido, la ubicación de los electrodos, etc. La corriente de desfibrilación se ve afectada por la impedancia transtorácica, que es la resistencia que ofrecen las estructuras torácicas al paso de la corriente. Esta impedancia depende a su vez de la superficie de la piel, la presencia de vellosidad, grasa, huesos, aire de los pulmones, y de la colocación de los electrodos de desfibrilación. Como consecuencia, los niveles de impedancia y la cantidad de corriente necesaria para desfibrilar varían según la persona. Un valor elevado de impedancia transtorácica se puede contrarrestar con una mayor intensidad de la descarga, aumentando la fuerza que se le aplica sobre los electrodos, y usando un gel conductivo entre la piel y el electrodo.

Contraindicaciones No es eficaz, y no se debe utilizar, en caso de paro cardiorrespiratorio cuando cursa con asistolia, es decir cuando no hay actividad eléctrica, ni bombeo sanguíneo. En el ECG aparce una línea isoeléctrica, plana. Ni tampoco en el caso de Actividad Eléctrica Sin pulso (AESP) que antes se denominaba disociación electromecánica, en el que hay cualquier actividad eléctrica que en teoría puede ser eficaz, pero no hay bombeo sanguíneo. En el ECG aparece cualquier transmisión eléctrica en el corazón, incluida una imagen normal. Estos dos casos es preciso tratar la causa subyaciente para poder conseguir salvar al paciente y aun así con posibilades muy escasas, sobre todo en el caso de la asistolia. Diseños de circuitos electrónicos para desfibriladores cardiacos:

Figura 5.19 Diagrama básico de un desfibrilador externo de onda senoidal amortiguada Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN

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Figuras 5.20 (a) Diagrama básico de un desfibrilador externo (b) Diagrama explicativo de partes básicas de un desfibrilador externo


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Cuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III Figura 5.21 Diagrama a Bloques de un desfibrilador cardiaco de Texas Instruments

Figura 5.22 Mecanismo de acción de un desfibrilador externo de paletas.

Figura 5.23 Desfibrilador cardioversor


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Figura 5.24 Etapa analógica de un desfibrilador

Figura 5.25 Etapa digital de un desfibrilador


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Figura 5.29 Circuito básico de un desfibrilador de descarga capacitiva con cardioversión como aparece en el texto Electromedicina de Pablo A. Danerí. Observaciones: Por razones de economía para los alumnos, así como por su seguridad durante la práctica se omitirá el uso del Transformador elevador, pero los alumnos deberán mostrar los cálculos y la forma de onda de desfibrilación en las terminales que van a las paletas externas en el momento oportuno de la señal de ECG del simulador, sincronizada por la cardioversión. Las pruebas de funcionamiento se realizan con el diseño del circuito de la figura 5.29, colocando el simulador ECG en lugar del paciente, obteniendo la onda senoidal amortiguada tipo Edmark de 200 Voltios (que se verificará en el osciloscopio) y después los pulsos del desfibrilador sincronizados con la señal de ECG para la cardioversión al introducir la sincronización con la onda R del electrocardiograma (ECG), es decir emitir la descarga con la despolarización de los ventrículos, evitando hacerlo en la repolarización ventricular, la onda T del electrocardiograma porque ahí podría provocar fibrilación ventricular lo que sería ‘mortal’ para un paciente real. Dado que se está utilizando un simulador de ECG y no un paciente real y lo que interesa es ver la sincronía de la forma de onda en el osciloscopio, además de prevenir riesgos a los alumnos no se hará uso de los autotransformadores y transformadores para incrementar la potencia y energía de la señal de salida.


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ELECTROCAUTERIO MONOPOLAR Objetivo General: Integrar los criterios de aplicación del electrocauterio, como instrumento del área de quirófanos. Objetivo Particular: Generar las formas de onda necesarias para las funciones de un electrocauterio que pueda: cortar, coagular y realizar la mezcla (Blend). Tomando como base una frecuencia portadora de 1 MHz y como segunda frecuencia o de modulación una de 500 KHz. El generador de radiofrecuencia deberá realizarse con osciladores activos implementados con OPAM’s, resistencias, bobinas y capacitores o bien con cristales piezoeléctricos osciladores y se deberán entregar los diseños y cálculos correspondientes, para simplificar ésta práctica no es necesario agregar el amplificador de potencia del electrocauterio monopolar ESU, bastará con mostrar las formas de onda para corte, coagulación y mezclas en el rango RF.

Figura 6.1 Fotografía de un electrocauterio comercial para uso monopolar y bipolar


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Figura 6.2 Diagrama a Bloques de un electrocauterio monopolar y bipolar.

Introducción El término electrocirugía se refiere a la utilización de corrientes eléctricas oscilantes de alta frecuencia con el fin de cortar o coagular el tejido durante el acto quirúrgico. Su uso se remonta a comienzos del siglo XX cuando por accidente se descubre que una corriente eléctrica de alta frecuencia podía separar los tejidos y generar muy poco calor. Sin embargo sólo en la década de 1970 aparecen las unidades electroquirúrgicas que emplean transistores, diodos y rectificadores para generar corriente, las cuales sustentan su función en principios físicos ligados a las propiedades energéticas de los electrones (carga negativa de la parte más pequeña de la materia, es decir, el átomo). Cabe resaltar que la electrocirugía causa más lesiones a los pacientes que cualquier otro dispositivo eléctrico utilizado en el quirófano y la mayoría de los accidentes se deben a errores de manipulación. De aquí la importancia en conocer claramente el funcionamiento de estos equipos así como todas las medidas tendientes a prevenir las complicaciones derivadas de su mal uso. FUNCIONAMIENTO INTERNO Explicaremos un poco sobre el interior del equipo. En la Figura siguiente se puede ver un diagrama de bloques interno del instrumento. La energía necesaria es tomada de la red eléctrica de 120 V, siendo transformada en corriente continua por Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN

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la Fuente de Alimentación interna. Este módulo se encarga de proveer energía a todos los demás. El módulo Oscilador de RF se encarga de crear la onda portadora y el Oscilador de Coagulación, la señal moduladora. Estas dos ondas son mezcladas en el Modulador. Luego son ampliadas en el Amplificador de Potencia, para salir, según selección, por la toma monopolar, hacia el mango porta electrodos, o la toma bipolar, hacia la pinza electro coaguladora. El circuito se cierra por la toma de neutro o antena para el monopolar y entre terminales de pinza para la bipolar. Siguiendo normas, estos equipos deben avisar, con señal luminosa y acústica, la activación de los electrodos, con el fin de advertir a los operadores cercanos y evitar los accidentes. También deben de disponer de un circuito de desconexión de emisión en caso de placa neutra desconectada, con el fin de evitar quemaduras. En el caso de electrodo tipo antena, el problema se invierte, ya que aquí lo problemático, es que se rompa el aislante y se produzcan con ello quemaduras de contacto.

Figura 6.3 diagrama a Bloques de un electrocauterio monopolar y Bipolar

Figura 6.4 Circuito monopolar de un electrocauterio Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN

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Figura 6.5 Diagrama a Bloques del circuito monopolar de un electrocauterio

Figura 6.6 Circuito bipolar de un electrocauterio

Figura 6.7 formas de Onda Para corte, coagulación y mezclas de un electrocauterio. Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN

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(a)

(b)

(c)

Figuras 6.8 (a), (b) y (c) formas de onda para corte coagulación y mezclas y formas típicas de corte y mezclas de un electrocauterio.

Figura 6.9 Sumas de formas de onda RF para obtener la modulación de corte, coagulación y mezclas de un electrocauterio. Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN

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La unidad Electroquirúrgica básica, consta de varios osciladores de radiofrecuencia que operan entre 300 KHz y 3 MHz. El electrodo de corte tiene una punta que sólo permite el corte dentro del rango de corrientes de RF producidas por el oscilador. Cuando el electrodo es mantenido alejado del cuerpo, no fluye ninguna corriente y por lo tanto no hay ninguna acción de corte. Los voltajes en el electrodo pueden variar desde 1000 hasta 10,000 voltios pico a pico (Vpp). Como el electrodo se maneja cerca de la piel en estos voltajes, una chispa puede brincar a través de él. El voltaje de ruptura del aire es de aproximadamente 30 KV/cm, asi, por ejemplo si el electrodo tiene un voltaje de 10,000 volts, un chispa de 0.33 cm de longitud puede ser generada. La existencia de chispas en una aplicación normal de la unidad electroquirúrgica (ESU por sus siglas en inglés) aumenta el riesgo de incendios en presencia de anestésicos u otros gases inflamables. Cuando el electrodo toca la piel, no hay chispas. Cuando la corriente RF es aplicada, esta pasa a través de las membranas de las células mediante acoplo capacitivo. A estas altas frecuencias las grandes corrientes fluyen dentro de la célula, provocando que se evaporen, y además causan una ruptura del tejido cercano al electrodo de corte. La densidad de corriente a corta distancia del delectrodo de corte , disminuye rápidamente a niveles no peligrosos. Estas corrientes de altas frecuencias no provocan contracción muscular o fibrilación cardiaca. El electrodo de retorno debe tener una area suficientemente grande para minimizar el efecto de calentamiento que provocaría quemaduras superficiales. Uno de los riesgos con la unidad (ESU) electroquirúrgica es el de quemaduras en la placa del electrodo de retorno debidas a mal contacto con la superficie de la piel. El electrodo de la ESU tiene muchísimas ventajas si lo comparamos con el bisturí tradicional de acero inoxidable. Las corrientes de corte y las chispas tienen un efecto cauterizante sobre el tejido que inhibe las hemorragias. Más aún el ESU puede reducir la pérdida de sangre y minimizar el tiempo de los pacientes dentro del quirófano.

Figura 6.10 Unidad de Electrocirugía


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Figura 6.11 Partes externas de una unidad de electro cirugía

Figura 6.12 Diagrama a bloques de Unidad Electroquirúrgica

Figura 6.13 Diagrama a Bloques de un Electrocauterio monopolar.


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Hablemos un poco ahora de los circuitos osciladores

Los osciladores RC : utilizan una red de resistencias y capacitores para determinar la frecuencia de oscilación. Estos osciladores son apropiados para aplicaciones de baja y moderada frecuencia (rango de audio) de 5Hz a 1MHz. Se pueden clasificar como: o o o

Oscilador de cambio de fase RC Oscilador de puente de Wien Oscilador Twin-T

2. Osciladores LC : Aquí, las bobinas y capacitores son utilizados ya sea en serie o en paralelo para determinar la frecuencia. Estos son más apropiados para radiofrecuencia (1 a 500 MHz) y se clasifican como: o o o o

Oscilador Hartley Oscilador Colpitts Oscilador Clapp y Oscilador Armstrong

3.Osciladores de Cristal : Como los osciladores LC son más apropiados para aplicaciones de radiofrecuencia. Pero tienen un alto grado de estabilidad y exactitud comparados con otros tipos de osciladores no olvidar que para que el cristal piezoeléctrico oscile se necesita combinar el circuito con un OPAM.

Figura 6.14 Osciladores con cristales de cuarzo Un oscilador de cristal es aquel oscilador que incluye en su realimentación un resonador piezoeléctrico (fenómeno presentado por determinados cristales que al ser sometidos a tensiones mecánicas adquieren una polarización eléctrica en su masa, apareciendo una diferencia de potencial y cargas eléctricas en su superficie).


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Características

El oscilador de cristal se caracteriza por su estabilidad de frecuencia y pureza de fase, dada por el resonador. La frecuencia es estable frente a variaciones de la tensión de alimentación. La dependencia con la temperatura depende del resonador, pero un valor típico para cristales de cuarzo es de 0' 005% del valor a 25ºC, en el margen de 0 a 70ºC. Estos osciladores admiten un pequeño ajuste de frecuencia, con un condensador en serie con el resonador, que aproxima la frecuencia de este, de la resonancia serie a la paralela. Este ajuste se puede utilizar en los VCO para modular su salida. Algunos osciladores nos pueden servir para mostrar rangos de frecuencia senoidal amortiguados. Los osciladores de cristal generan ondas cuadradas de RF, que deberán integrarse dos veces (a través de integradores con OPAM’s) para generar la forma de onda senoidal que se necesita para el electrocauterio. Se puede hacer un diseño barato de oscilador de RF de cristal de forma de onda cuadrada con ayuda del reloj de cuarzo de 4MHz del circuito de prueba del PIC16F84A, pero hay que agregar el circuito RC o integración analógica posterior

LC y además la doble

con OPAM’s TL081 para convertir la onda

cuadrada en una onda senoidal que nos pueda servir de base para generar las frecuencias portadora y de modulación de nuestro electrocauterio. Los osciladores con OPAM’s para usos de radiofrecuencia pueden ser de uso específico como el AD8067 o el AD 8351, pero para los rangos bajos

de RF

específicados en esta práctica se puede trabajar con TL081, TL082 o TL084 que son JFET OPAMS y manejan hasta 3 MHz. No olvidar que el circuito oscilador tiene que ser LC o a base de cristal piezoeléctrico de cuarzo y la frecuencia portadora debe ser modulada por lo que hay que trabajar para las frecuencias de coagulación y mezclas trabajando también con otras frecuencias que sumadas y rectificadas nos den la forma de onda deseada. Los diseños con PIC’s tienen la problemática de que requieren el acondicionamiento de la señal obtenida para


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trabajar en

las condiciones de HV (HV: High Voltage) requeridas para esta

práctica.

Figura 6.15 : diseño a bloques de un electrocauterio Valley Lab, tomado del libro: Aston Richard, “Principles of Biomedical Instrumentation and Measurement”, Ed. Merril, Pennsylvania State University, 1990.

Las pruebas de funcionamiento se realizarán con la punta de electrocirugía monopolar y el electrodo o placa de retorno, haciendo uso de una pastilla de jabón de tocador colocada sobre la placa de retorno en la que se realizarán las operaciones de corte y coagulación y se reportará el efecto obtenido por el dispositivo sobre la pastilla de jabón de tocador. También se verificará las formas de onda obtenidas para corte, coagulación y mezclas antes de pasar a la etapa de potencia, con ayuda del osciloscopio.


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TRANSMISIÓN ULTRASONICA

DETECTAR EL PULSO O LATIDO CAROTÍDEO CON UN MICROFONO DE CRISTAL PIEZOELÉCTRICO

Objetivo General: Identificar y explicar las características del transductor piezoeléctrico de ultrasonido con su caracterización en la medición de variables fisiológicas en este caso el pulso carotídeo. Objetivo Particular: Detectar la señal de biopotencial del pulso carotídeo con un

micrófono de cristal piezoeléctrico modificado y adaptado para ese uso, realizar el conteo de los pulsos obtenidos y desplegar el pulso por minuto.

Introducción teórica: Los transductores usados en el diagnóstico por ultrasonido están basados en el principio del efecto piezoeléctrico. Este principio indica que ciertos materiales tienen la capacidad de cambiar sus dimensiones cuando están colocados en un campo eléctrico e inversamente generan un campo eléctrico cuando están sujetos a una deformación mecánica. En esta práctica se adaptará un micrófono de cristal piezoeléctrico para ser usado como un estetoscopio electrónico que nos permita detectar y medir el pulso carotídeo. La detección del pulso carotídeo es importante en el paciente con enfermedad cardiaca, ya que a través de las arterias carótidas derecha e izquierda se suministra sangre oxigenada desde el corazón hasta el cerebro del paciente. Por tal motivo la detección del pulso carotídeo forma parte del procedimiento de examen físico del paciente con problemas cardiovasculares.

Figura 7.1 anatomía de la arteria carotída


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El pulso de la carótida se puede sentir a cada lado en la parte frontal del cuello, debajo del ángulo de la quijada. Este "golpe" rítmico es causado por la variación de volúmenes de sangre empujados fuera del corazón hacia las extremidades.

Figura 7.2 Como se detecta de forma manual el pulso carotídeo, además de sentirlo hay que contarlo con ayuda de un reloj con segundero. Los valores normales del pulso para la frecuencia cardíaca en reposo son: • • • •

Recién nacidos: de 100 a 160 latidos por minuto Niños de 1 a 10 años: de 70 a 120 latidos por minuto Niños de más de 10 años y adultos (incluyendo ancianos): de 60 a 100 latidos por minuto Atletas bien entrenados: de 40 a 60 latidos por minuto

El pulso arterial se puede palpar en distintas partes del cuerpo. Los más buscados son los siguientes: •

• • •

pulso carotídeo. Se busca en el recorrido de las arterias carótidas, medial al borde anterior del músculo esternocleidomastoídeo. En las personas mayores no conviene presionar mucho sobre la arteria, ni masajearla, por el riesgo que pueda desprenderse una placa de ateroma. pulso axilar. Se palpa profundo en la fosa de la axila, por detrás del borde posterior del músculo pectoral mayor. pulso braquial. Se palpa sobre la cara anterior del pliegue el codo, hacia medial. Se conoce también como pulso humeral. pulso radial. Se palpa en la cara anterior y lateral de las muñecas, entre el tendón del músculo flexor radial del carpo y la apófisis estiloide del radio.


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Cuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III • •

•

•

pulso femoral. Se palpa bajo el pliegue inguinal, hacia medial. pulso poplíteo. Se palpa en la cara posterior de las rodillas, ya sea estando el paciente en decúbito dorsal o prono. Puede convenir efectuar una palpación bimanual. pulso pedio. Se palpa en el dorso de los pies, lateral al tendón extensor del ortejo mayor. Una palpación transversal a la dirección de la arteria, con dos o tres dedos, puede facilitar ubicar el pulso pulso tibial posterior Se palpa detrás de los maléolos internos de cada tobillo.

El examen físico del paciente cardiovascular desde el punto de vista médico empieza con el examen del cuello, el cual es considerado como una extensión del aparato cardiovascular, debido a que en esta región se encuentran las arterias que conducen la sangre que va a nutrir al cerebro y las venas yugulares que regresan la sangre hacia el corazón. En cada uno de los diversos apartados que se van a mencionar siempre se seguirá el siguiente orden: Inspección, palpación, percusión cuando haya lugar, y a auscultación. Esa orden es invariable. En el cuello a la Inspección, el primer dato que vamos a observar es la presencia del latido carotideo, normalmente el latido carotideo es débilmente perceptible, hay ocasiones en las cuales el pulso carotideo tiene características hiperdinámicas, esto es que al observar la región carotídea se observa un pulso “saltón”, de las causas más comunes que producen circulación hiperdinámica se encuentran: La insuficiencia aórtica, anemia, embarazo, hipertiroidismo, fiebre y ejercicio. Al momento de hacer la inspección como decíamos se tratará de establecer si es ó no visible el pulso carotideo en forma bilateral. A la palpación se determinarán las siguientes características del pulso carotideo, frecuencia, es regular ó irregular, intensidad, (para valorar la intensidad del pulso carotideo el alumno tocará sus propias carótidas tomando éstas como normales, si el pulso carotideo del paciente es menos intenso que el del alumno, entonces será el caso de un pulso carotideo disminuido de intensidad y si el pulso carotideo es más intenso que el del alumno será un caso en el cual el pulso carotideo es más intenso que el del alumno será un caso en el cual el pulso carotideo está aumentado de intensidad). La valoración de la intensidad del pulso carotideo es de gran importancia debido a que indirectamente refleja la calidad del gasto cardiaco de este paciente, es decir, que en aquellos casos en los cuales el gasto cardiaco está disminuido, por ejemplo: Insuficiencia cardiaca los pulsos carotideos estarán disminuidos de intensidad, un ejemplo de disminución de pulso carotideo en forma unilateral generalmente es el de aquel paciente que tiene una obstrucción de la carótida, usualmente debido a un proceso de arteriosclerosis. Es importante establecer si la amplitud del pulso carotideo es igual en ambas carótidas. Aquí no cabe la maniobra de percusión y se pasa a la auscultación, la cual se hará con la campana del estetoscopio o estetophone aplicada suavemente sobre el área en la cual se Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN

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palpa el pulso carotideo, de esta maniobra solamente se anotará si se encuentra ó no la presencia de soplos, los cuales usualmente son solamente sistólicos, en raras ocasiones serán sistólicos y diastólicos. En el momento de la auscultación del cuello es importante también auscultar sobre el hueco supraesternal, así mismo auscultar por debajo de las dos subclavias. De esta manera terminamos con el examen físico del sistema arterial en el cuello. El transductor a base de micrófonos de cristal piezoeléctrico tiene la ventaja sobre todos los otros tipos en el hecho de no estar limitado al uso en el aire. Un transductor piezoeléctrico puede estar unido a un sólido o inmerso en un líquido no conductor para captar señales sonoras. Además, el transductor piezoeléctrico se puede usar fácilmente a frecuencias ultrasónicas, algunos tipos se pueden usar hasta la región alta de los MHz. Todos los transductores piezoeléctricos requieren un material cristalino en el cual los iones del cristal estén desplazados de un modo asimétrico cuando el cristal se deforma. La linealidad puede variar considerablemente según el tipo de material que se use. Los primeros micrófonos de cristal usaban cristales de sal Rochelle acoplados a un diafragma. Esto aseguraba niveles de salida muy altos (del orden de 100 mV), con una gran impedancia de salida y una linealidad muy mala. La sal Rochelle dejo de usarse hace tiempo debido a que pasaba a un estado inactivo cuando se mantenía a una temperatura y humedad moderadamente altas. Hoy en día se usan cristales sintéticos en lugar de naturales. Uno de los materiales usados es el titanato de bario, el cual se usa en transductores piezoeléctricos para frecuencias por encima de varios cientos de Khz. El micrófono piezoeléctrico que usaba un diafragma unido a un cristal es raramente visto ahora, porque la sensibilidad de los materiales piezoeléctricos modernos a la vibración es tal que es suficiente el impacto de la onda de sonido en el cristal para producir la salida adecuada. El micrófono piezoeléctrico tiene un gran nivel de impedancia y una salida mucho más grande que otros tipos. El nivel de la impedancia es del orden de varios megaohmnios, en comparación con unos pocos ohmnios para uno del tipo de bobina móvil. A este alto nivel de impedancia, la recepción electrostática de zumbidos/murmullos es casi imposible de evitar, solamente con los problemas de los efectos de carga y filtrado del cable del micrófono. Para micrófonos de baja calidad esto tiene poca importancia, pero no para los propósitos de los estudios de grabación. Para estos, el cristal transductor se acopla directamente a un preamplificador MOS que puede sacar una baja impedancia de salida con el mismo nivel alto de voltaje de salida que proporciona el transductor piezoeléctrico. El voltaje de operación del preamplificador puede ser dado por una batería para evitar los problemas de llevar la alimentación a través de cables además de los cables de la señal. El micrófono que se presenta a continuación puede ser adquirido con facilidad en el centro de la Ciudad de México, D.F. en donde venden productos para música, es un estetoscopio de solapa de cristal como el que utilizan para tocar Blues con armónica los músicos. No es


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muy costoso y se puede adaptar y modificar fácilmente para uso Biomédico en un detector de pulso carotídeo.

Figura 7.3 Tipo de micrófono de cristal de solapa comercial utilizado para adaptarlo para uso médico en el detector de pulso carotídeo, sólo hay que desatornillar la carátula plateada, colocar silicón y reemplazar la carátula por una capa de plástico flexible como las de los estetoscopios convencionales. En esta práctica se propone que se compre un micrófono de cristal de solapa de diámetro aproximado de 2 cms. Y que sea adaptado para el uso médico como un estetoscopio electrónico de cristal mediante algunas modificaciones realizadas a base de silicón y reemplazando el diafragma rígido por uno flexible, una vez modificado y seco el resultado esperado es algo parecido al siguiente:

Figura 7.4 este es otro tipo de adaptación para uso médico de un cristal piezoeléctrico, aquí hay que fijarlo a una tapa de plástico con dos perforaciones para sacar los alambres, fijar con silicón y material flexible, conectar las terminales a un cable como el de los micrófonos de radio, aislar con termofit y fijar con una cinta de Velcro.


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Los micrófonos piezoeléctricos se basan en la capacidad que tienen los cristales piezoeléctricos de generar cargas eléctricas al ser sometidos a presión (En griego piezein = presión).

Figura 7.5 Esquema interno de un micrófono piezoeléctrico

Figura 7.6 Respuesta en frecuencia del micrófono piezoeléctrico

Aunque su respuesta es mejor que el micrófono de carbón, no llega a ser suficientemente bueno para grabaciones profesionales, por lo que se utiliza solo en micrófonos pequeños para voz.

Figura 7.7 Efecto piezoeléctrico, al presionar la parte flexible del sensor se generará un voltaje eléctrico en respuesta a la señal de presión.


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Un estetoscopio electrónico (o stethophone) permite amplificar electrónicamente los sonidos del cuerpo. Los estetoscopios electrónicos requieren la conversión de ondas acústicas a las señales eléctricas que se pueden amplificar y procesar para escuchar mejor. De forma semejante a la de los estetoscopios acústicos, que se basan en los mismos principios físicos, los transductores en estetoscopios electrónicos varían extensamente. Método más simple y el menos eficaz de detección sana es alcanzado colocando un micrófono en el chestpiece. Este método sufre de interferencia del ruido de ambiente y por eso no se utiliza mucho. Otro método, usado en el estetoscopio Galés-Allyn's de Meditron, abarca la colocación de un cristal piezoeléctrico en el centro de una caja de metal y adaptando un eje, que haga el contacto con un diafragma. 3M también utiliza un cristal piezoeléctrico colocado dentro de espuma detrás de un diafragma parecido a la goma grueso. El inventor del ritmo 32 de Thinklabs, Clive Smith utiliza un diafragma del estetoscopio con una superficie interna eléctricamente conductora para formar un sensor capacitivo. Este diafragma responde a las ondas acústicas idénticamente a un estetoscopio acústico convencional, con los cambios en un campo eléctrico que substituye cambios en la presión de aire. Esto preserva el sonido de un estetoscopio acústico con las ventajas de la amplificación. Alrededor 2001, Stethographics introdujo el software PC-basado que permitió un phonocardiograph, representación gráfica de los sonidos cardiológicos y pulmonologic que se generarán, e interpretados según algoritmos relacionados. Todas estas características son provechosas con objeto de la enseñanza. Reducción del nivel de ruidos La filtración del ruido de ambiente ha llegado a estar disponible en algunos estetoscopios electrónicos, con los métodos de Littmann 3000 de 3M y de Thinklabs ds32a para eliminar ruido de ambiente. En ruido de ambiente acústico de los estetoscopios la filtración está disponible en DRG (R. Modelos reducting del ruido externo de Deslauriers), y Magna Fortis (M. Ruido acústico de Werblud) que cancela modelos del estetoscopio. Para la medición del pulso carotídeo se sugiere un filtro pasabajas con frecuencia de corte a 500 Hz y de ser posible la adaptación de un filtro Notch para eliminación de la señal de ruido eléctrica de 60 Hz. No Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN

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olvidar la introducción de Buffers en aquellas partes que se requiera para evitar problemas de impedancia.

Figura 7.8 Diseño análogico de un estetoscopio electrónico, en este caso utiliza un micrófono Electret.

Micrófono de cristal Piezoeléctrico

Figura 7.9 Este diseño de etapa de amplificación está propuesto con el IC TL081 y utiliza un micrófono de cristal piezoeléctrico, además de amplificación se requiere filtrado de la señal con filtro activo pasabajas con fc de 500 Hz, eliminación de ruido con filtro Notch a 60 Hz, comparación de la señal para generar pulsos tipo TTL, y la parte digital para el conteo de los pulsos y el despliegue digital de la señal en pulsos por minuto. El más utilizado para la práctica que estamos realizando es el de micrófono de cristal piezoeléctrico, que genera un voltaje ante cambios en la presión de un Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN

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diafragma y no necesita de polarización cuya señal es amplificada por un amplificador no inversor con polaridad de +9 y -9 Volts, y una etapa de filtros activos con OPAMs que filtrarán la señal de 0 a 500 Hertz con un filtro pasa bajas. Una vez amplificada y detectada la señal puede pasar a una etapa de comparación con OPAMs polarizados con 0 y 5Vdc y de ahí a un contador de pulsos que tendrá un latch que congelará la cuenta cada 15 segundos, esta señal se multiplicará por 4 para obtener el conteo de pulsos por minuto el cual será desplegado en display LCD o de LEDs o bien para ser contada con un microcontrolador PIC 16F084.

Figura 7.10 : Imagen del osciloscopio de los pulsos analógicos detectados por el micrófono de cristal piezoelécrico

El tipo de OPAM’s sugeridos para esta práctica son el 741 y el TL081, el LM339 para la sección de amplificación, filtrado y comparación (no olvidar que el IC LM339 es open collector) y en la etapa de conteo digital de la señal también se permite el uso de microcontroladores PIC. (16F804 o posteriores). No olvidar documentar bien el diseño e incluir las características de adaptación del transductor y de ser posible hacer un prototipo pues este tipo de dispositivo será de gran utilidad para los médicos como herramienta para el diagnóstico dentro del hospital ya sea en el área de consulta general, consulta de especialidad de cardiología o de terapia intensiva. Las pruebas de funcionalidad se realizarán mediante la observación de la señal electrónica del pulso carotídeo en el osciloscopio, en las etapas de salida del micrófono piezoeléctrico, amplificación, filtrado, comparación y despliegue digital en pulsos por minuto en Displays de LED o LCD de al menos dos dígitos. Para verificar el pulso carotídeo, se colocará el micrófono piezoeléctrico adaptado en la posición indicada por los dedos en la parte lateral del cuello como aparece en la figura 7.2. Verificando la frecuencia de los pulsos por minuto de forma manual y automatizada.


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RESPIRADORES Y VENTILADORES MEDICION DE LA FRECUENCIA RESPIRATORIA HACIENDO USO DE UN TERMISTOR Objetivo General: Detectar la frecuencia respiratoria, en base a los cambios de temperatura entre el aire inspirado y expirado haciendo uso de un termistor NTC o PTC Objetivo Partícular: Diseñar un dispositivo para haciendo uso de un termistor y un contador.

medir la frecuencia respiratoria

Figura 8.1 Termistor NTC o PTC Material necesario: 1 popote o mascarilla Pegamento de silicón 1 termistor NTC o PTC de tamaño pequeño que quepa dentro de un popote o pueda ser fijado a la mascarilla de oxígeno. Circuitos integrados, resistencias, capacitores, OPAM’s y microcontrolador PIC 16F084

El termistor se puede adaptar en la mascarilla a la altura de las fosas nasales, o en un popote que se fijará posteriormente a la fosa nasal

Figura 8.2 Adaptación del termistor a una mascarilla de oxígeno, también se puede adaptar a un popote que se colocará en la fosa nasal.


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Figura 8.3 Respiración Normal Inhalación y Exhalación, el aire inhalado al entrar en el cuerpo se calienta y ese cambio de temperatura puede ser detectado con el termistor.

Introducción teórica: Uno de los signos vitales más importantes que se deben monitorear en los pacientes de terapia intensiva es la frecuencia respiratoria. La frecuencia respiratoria dentro de los límites normales es de 14 a 16 respiraciones por minuto en reposo, y esta frecuencia se incrementa durante el ejercicio llegando incluso a ser un poco más de 22 respiraciones por minuto durante el ejercicio. En los pacientes de terapia intensiva es muy importante poder monitorear la frecuencia respiratoria con dispositivos sencillos como el que se propone en esta práctica que tienen la ventaja de poderse adaptar a un popote o una mascarilla que permite al paciente el respirar oxigeno y a la vez monitorear la frecuencia respiratoria.

Un termistor es un sensor resistivo de temperatura. Su funcionamiento se basa en la variación de la resistividad que presenta un semiconductor con la temperatura. El término termistor proviene de Thermally Sensitive Resistor. Existen dos tipos de termistor: •

NTC (Negative Temperature Coefficient) – coeficiente de temperatura negativo

•

PTC (Positive Temperature Coefficient) – coeficiente de temperatura positivo La fórmula del termistor está dada por la ecuación 8.1 :

(8.1) Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN

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Cuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III donde

Aunque el comportamiento del termistor es no lineal, eso no tiene mucha importancia para la presente práctica ya que sólo se pretende distinguir la diferencia de temperatura en dos puntos muy específicos ( aire inspirado y aire expirado). La creación de este dispositivo para medir la frecuencia respiratoria se basa en la detección y amplificación de la señal de un termistor que es sensible a los cambios de temperatura que se dan entre el aire inspirado y expirado por el cuerpo de una persona, una vez detectada la señal del termistor de los cambios de temperatura ya sea mediante un divisor de voltaje o con la ayuda de un puente de Weathstone, dicha señal será amplificada mediante el uso de amplificadores operacionales de tipo 741 o TL081, y después pasará a una etapa de comparación analógica haciendo uso de un OPAM LM339 (open collector) polarizado con 5Vdc y tierra, una vez obtenida la señal del comparador en pulsos tipo TTL, pasarán a una etapa de contador con un latch que congelará la señal ya sea cada 15 segundos o 1 minuto, una vez obtenida esa señal se desplegará el resultado en respiraciones por minuto. La parte digital si se desea también se puede realizar utilizando microcontroladores PIC16F084 o superiores. El termistor puede adaptarse a un popote o a una mascarilla de oxigeno y en el caso de la mascarilla de oxigeno se tomará la precaución de no estorbar con el termistor el flujo libre de Oxigeno a través de la misma hacia el paciente. El termistor se adapta al popote o la mascarilla soldándole en sus terminales 2 cables de ½ metro y aislando el sistema con termofit para evitar falsos contactos y errores en la lectura. Para mejorar la calidad de la lectura el termistor se monta en un divisor de voltaje o en un puente de Wheatstone como el que se muestra en la figura 8.4 (a) y (b):

(a)

(b)

Figura 8.4 (a) Divisor de voltaje y (b) puente de wheatstone Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN

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Una vez logradas las variaciones de voltaje deseadas entre inspiración y espiración, se amplifica la señal con ayuda de OPAM’s y se le da la ganancia deseada:

Figura 8.5 Circutios amplificadores con puentes de Wheatstone para amplificar la señal del termistor y obtener la frecuencia respiratoria. Posteriormente la salida amplificada del OPAM, es introducida a una configuración de comparación con OPAM’s polarizados con 5VDC y tierra para generar a la salida los pulsos TTL que serán contados ya sea con TTL’s o con el microcontrolador PIC 16F084 que además del conteo se encargará de desplegar el resultado en respiraciones por minuto, en el caso de utilizar microcontroladores PIC deberán incluir en su reporte el programa utilizado para programar su microcontrolador para el uso deseado. Las pruebas de funcionalidad consistirán en la colocación del detector dentro del popote en una fosa nasal o adaptado en la mascarilla, la medición del cambio de temperatura del termistor entre aire inhalado y exhalado con un multímetro y con osciloscopio, y la observación de la salida digital en despliegue a dos dígitos de LCD o LED’s con el valor correspondiente en respiraciones por minuto.


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Conclusiones

Este cuaderno de prácticas de Laboratorio fue desarrollado a lo largo de tres semestres de impartir la materia de Laboratorio de Bioinstrumentación III ante la necesidad de elaborar prácticas apegadas al programa de estudios que sirvieran de base para impartir la materia que forma parte del plan de estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica en la UPIBI. Con las prácticas propuestas se cubre totalmente los requerimientos de aprendizaje de la materia de Laboratorio de Bioinstrumentación III, estas prácticas no son para principiantes, requieren de que los alumnos tengan previamente un conocimiento profundo de la electrónica, la instrumentación médica y los transductores. Estas prácticas sirven para integrar los conocimientos de materias previas en el diseño de dispositivos Biomédicos prácticos. El mayor reto en el desarrollo de cada práctica radica en la obtención, preparación y/o acondicionamiento del transductor que generalmente es de tipo secundario, esto es se requieren 2 o más etapas de transductor para obtener la señal deseada o de interés. Estas prácticas están diseñadas sólo con propósitos didácticos para fines de enseñanza, por lo que requieren de más adaptaciones, ajustes , diseños de prototipos y pruebas, ademá de pasar por procesos de normatividad y estándares de calidad nacionales e internacionales antes de pensar en proponerlas para su uso con pacientes reales dentro de los hospitales. Algunas de las prácticas realizadas van entrelazadas con la práctica correspondiente al diseño de un simulador de ECG funcional, el cuál sirve de base para el diseño y prueba posterior de los diseños de un desfibrilador con cardioversión y un marcapasos cardiaco. Al trabajar con el desarrollo de los diseños propuestos en las prácticas presentadas se refuerza de esta forma la teoría que respalda cada una de las prácticas y puede servir para reforzar y apoyar el conocimiento de los fundamentos teóricos y principios de operación de c/u de los dispositivos presentados. Para los profesores a sido una buena experiencia el ver el interés que han puesto los alumnos en el material desarrollado, para apoyarlos más en sus diseños prácticos se les hizo utilizar más la “nube de internet” y se bajaron algunos videos sobre los temas de interés, que les sirvieron de apoyo en sus estudios, fue bastante interesante ver como poco a poco van construyendo y enriqueciendo su conocimiento al realizar cada una de las prácticas explicadas en este cuaderno, asi mismo hemos observado que se sienten más seguros de los conocimientos teóricos que tienen al irlos integrando en la aplicación y realización de c/u de las prácticas que se explican aquí y muchos de ellos nos han comentado que la realización de estas prácticas les ayuda a comprender mejor el principio de funcionamiento de los equipos médicos y esto les sirve de base para darles un mejor cuidado y mantenimiento dentro de los hospitales.


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Bibliografía

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sincronizada, a

un

Videos de electroestimulador http://www.youtube.com/user/GlobusItalia#p/u/26/ydMwNQ-QC8k http://www.youtube.com/watch?v=8MD0H97Tn7s&feature=related

paciente, muscular, ,

Videos de máquinas de circulación extracorpórea, http://www.youtube.com/watch?v=KI6myvHTNI , http://www.youtube.com/watch?v=NKv44ssjLIY&NR=1 , http://www.youtube.com/watch?v=RlRi3R9LXng&NR=1 Curso de Marcapasos Editado por el Dr. Enrique Fernández Burgos con iconografía del St. Jude Medical URL: http://www.secex.org/marca/07.htm Video de colocación de un marcapaso http://www.youtube.com/watch?v=5LW5ITD1ITk&NR=1&feature=fvwp Video de Fábricación de http://www.youtube.com/watch?v=vblbp3LHNA4

un

artificial, marcapasos,

Video de Registros ECG con marcapasos, http://www.youtube.com/watch?v=3Kvcol1XMHU&feature=PlayList&p=F79B6C6688A66B45&play next=1&index=18 Video de marcapasos educativo, http://www.youtube.com/watch?v=UdaTqPSO3R Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN

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Anexos


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Anexo 1

Configuraciones básicas con amplificadores operacionales OPAM’s


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Anexo 2

Amplificador de instrumentación Un amplificador de instrumentación es un dispositivo creado a partir de amplificadores operacionales. Está diseñado para tener una alta impedancia de entrada y un alto rechazo al modo común (CMRR). Se puede construir a base de componentes discretos (amplificadores operacionales OPAM’s como el IC 741, el IC LM324 y el IC TL081) o se puede encontrar encapsulado (por ejemplo el AD620 de amplia utilización en el campo de la instrumentación Biomédica). La operación que realiza es la resta de sus dos entradas multiplicada por un factor.Su utilización es común en aparatos que trabajan con señales muy débiles, tales como equipos médicos (por ejemplo, el electrocardiograma ECG, el electroencefalograma EEG, el electromiograma EMG y el electrooculograma EOG), para minimizar el error de medidas

Estructura En la siguiente figura se muestra la estructura de un amplificador de instrumentación:

Ajuste de CMRR

Figura 1: Configuración electrónica de un amplificador de instrumentación. Al existir realimentación negativa se puede considerar un cortocircuito virtual entre las entradas inversora y no inversora (símbolos - y + respectivamente) de los dos operacionales. Por ello se tendrán las tensiones en dichos terminales y por lo tanto en los extremos de la resistencia R g Así que por ella circulará una corriente:


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Cuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III (1)

Y debido a la alta impedancia de entrada del A.O., esa corriente será la misma que atraviesalas resistencias R 1

Por lo tanto la tensión que cae en toda la rama formada por R g ,R 1 yR 1

(2) será:

(3) Simplificando: Que será la DIFERENCIA de tensión entre la salida inmediata de los dos A.O. 's (justo antes de las R 2 ). Puesto que el resto del circuito es un restador de ganancia la unidad (R2=R3) su salida será exactamente la diferencia de tensión de su entrada(sin añadir ganacia), la cual se acaba de definir.

(4)

Nótese como se ha simplificado la expresión dando valores iguales a las resistencias. En caso de que las resistencias no sean iguales, la ganancia total del amplificador de instrumentación será:


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Cuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III (5)

En circuitos integrados suele encapsularse todo excepto la resistencia R g para poder controlar la ganancia. También puede sustituirse la conexión a tierra por otra a una tensión dada.

Aplicaciones 1. 2. 3. 4.

Para acondicionar la salida de un puente de Wheatstone. Para amplificar señales eléctricas biológicas (por ejemplo en electrocardiogramas). Como parte de circuitos para proporcionar alimentación a corriente constante. En fuentes de alimentación.


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Cuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III Anexo 3

Rangos de Frecuencia de parámetros biomédicos fisiológicos

Rango y frecuencia de parámetros fisiológicos (3)


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Anexo 4 Programa de Estudios de la materia de Laboratorio de Bioinstrumentación III


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Cuaderno Prcticas BioinstruIII Ultimoscambios1eee

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