DISEÑO E IMPLEMENTACIÓN DE UN MONITOR CARDÍACO …

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DISEÑO E IMPLEMENTACIÓN DE UN MONITOR CARDÍACO INAL ÁMBRICO PARA EL PLANO FRONTAL UTILIZANDO CIRCUITOS DE SEÑAL MIXTA

LINA FERNANDA RIOS ERAZO JOSUÉ ANDRÉ RUANO BALSECA

UNIVERSIDAD AUTÓNOMA DE OCCIDENTE FACULTAD DE INGENIERÍA

DEPARTAMENTO DE AUTOMÁTICA Y ELECTRÓNICA PROGRAMA DE INGENIERÍA BIOMÉDICA

SANTIAGO DE CALI 2010

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DISEÑO E IMPLEMENTACIÓN DE UN MONITOR CARDÍACO INAL ÁMBRICO PARA EL PLANO FRONTAL UTILIZANDO CIRCUITOS DE SEÑAL MIXTA

LINA FERNANDA RIOS ERAZO JOSUÉ ANDRÉ RUANO BALSECA

Trabajo de grado para optar al título de Ingeniero Biomédico

Director JOHN JAIRO CABRERA LÓPEZ

Ingeniero Físico

UNIVERSIDAD AUTÓNOMA DE OCCIDENTE FACULTAD DE INGENIERÍA

DEPARTAMENTO DE AUTOMÁTICA Y ELECTRÓNICA PROGRAMA DE INGENIERÍA BIOMÉDICA

SANTIAGO DE CALI 2010

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Nota de aceptación: Aprobado por el Comité de Grado en cumplimiento de los requisitos exigidos por la Universidad Autónoma de Occidente para optar al título de Ingeniero Biomédico Paulo Cesar Calvo Echeverry a JURADO Faruk Fonthal Rico a JURADO

Santiago de Cali, 31 de Enero de 2011

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CONTENIDO

Pág.

RESUMEN 15

CAPITULO 1. INTRODUCCIÓN 16

1.1 JUSTIFICACIÓN 18

1.2 PLANTEAMIENTO DEL PROBLEMA 19

1.3 OBJETIVOS 19

1.4 CONTRIBUCIONES 20

CAPITULO 2. MARCO TEÓRICO 22

2.1 SEÑAL ELECTROCARDIOGRÁFICA 22

2.2 ACTIVIDAD ELECTRICA DEL PLANO FRONTAL 23

2.2.1 Derivaciones estándar de extremidades o bipolares 23

2.2.2 Derivaciones monopolares aumentadas 24

2.3 ELECTROCARDIÓGRAFO (ECG) 27

2.3.1 Normativa para electrocardiógrafos 28

2.4 GENERADOR DE SEÑALES DE PRUEBA PARA ECG 29

2.4.1 Normativa para equipos generadores de señales de prueba para

ECG 30

2.5 CIRCUITOS SWITCHED-CAPACITOR 31

5

2.6 CIRCUITOS DE SEÑAL MIXTA PSoC 35

2.6.1 PSoC Core. 37

2.6.2 Sistema Digital 37

2.6.3 Sistema Analógico 37

2.6.4 Recursos del Sistema 38

CAPITULO 3. DISEÑO DEL SISTEMA MCI 20/10 40

3.1. DISEÑO DEL SISTEMA MCI 20/10 COMO MONITOR CARDÍACO

INALÁMBRICO PARA EL PLANO FRONTAL 40

3.1.1 Etapa 1: Transductores 40

3.1.1.1 Diseño del bloque funcional: Electrodos

3.1.1.2 Diseño del bloque funcional: Latiguillos

3.1.2 Etapa 2: Procesamiento análogo 42

3.1.2.1 Diseño del bloque funcional: Seguidor de tensión.

3.1.2.2 Diseño del bloque funcional: Terminal central de Wilson

3.1.2.3 Diseño del bloque funcional: Multiplexor

3.1.2.4 Diseño del bloque funcional: Amplificador de instrumentación

3.1.2.5 Diseño del bloque funcional: Circuito de direccionamiento a pie

derecho

3.1.3 Etapa 3: Sistema de aislamiento 51

3.1.3.1 Diseño del bloque funcional: Amplificador de aislamiento

3.1.4 Etapa 4: Transmisión inalámbrica 51

3.1.4.1 Circuito de señal mixta PSoC

6

3.1.4.2 Diseño del bloque funcional: Modulo Artaflex

3.1.5 Etapa 5: Recepción inalámbrica 55

3.1.5.1 Diseño del bloque funcional: Modulo Artaflex


3.1.6 Etapa 6: Interfaz con el usuario 56

3.2. DISEÑO DEL SISTEMA MCI 20/10 COMO GENERADOR DE

SEÑALES DE PRUEBA PARA ECG 59

3.2.1 Etapa 1: Circuito de señal mixta PSoC 59

3.2.1.1 Diseño del Bloque Funcional: Temporizador

3.2.1.2 Diseño del Bloque Funcional: Micro procesador (µP)

3.2.1.3 Diseño del Bloque Funcional: Conversor Digital – Análogo (CDA)

3.2.2 Etapa 2: Interfaz con el Usuario 61

CAPITULO 4. IMPLEMENTACIÓN DEL SISTEMA MCI 20/10 63

4.1. IMPLEMENTACIÓN DEL SISTEMA MCI 20/10 COMO MONITOR

CARDÍACO INALÁMBRICO PARA EL PLANO FRONTAL 63

4.1.1 Etapa 1: Transductores 63

4.1.1.1 Implementación del bloque funcional: Electrodos

4.1.1.2 Implementación del bloque funcional: Latiguillos

4.1.2 Etapa 2: Procesamiento análogo 64

4.1.2.1 Implementación del bloque funcional: Seguidor de tensión

4.1.2.2 Implementación del bloque funcional: Terminal Central de Wilson

4.1.2.3 Implementación del bloque funcional: Multiplexor

7

4.1.2.4 Implementación del bloque funcional: Amplificador de

instrumentación

4.1.2.5 Implementación del bloque funcional: Circuito de direccionamiento

a pie derecho con realimentación activa

4.1.3 Etapa 3: Sistema de aislamiento 68

4.1.3.1 Implementación del bloque funcional: Amplificador de aislamiento

4.1.4 Etapa 4: Transmisión inalámbrica 70


4.1.4.2 Implementación del bloque funcional: Modulo Artaflex

4.1.5 Etapa 5: Recepción inalámbrica 75

4.1.5.1 Implementación del bloque funcional: Modulo Artaflex


4.2. IMPLEMENTACIÓN DEL SISTEMA MCI 20/10 COMO GENERADOR

DE SEÑALES DE PRUEBA PARA ECG 76

4.2.1 Etapa 1: Circuito de señal mixta PSoC 77

4.2.1.1 Implementación del Bloque Funcional: Temporizador

4.2.1.2 Implementación del Bloque Funcional: CDA, Conversor Digital –

Análogo

CAPITULO 5. RESULTADOS 79

5.1 RESULTADOS DEL SISTEMA MCI 20/10 COMO MONITOR

CARDÍACO INALÁMBRICO PARA EL PLANO FRONTAL 79

5.1.1 Resultados con la interfaz gráfica 79

8

5.1.2 Resultados del procesamiento análogo de la señal cardiaca 82

5.2 RESULTADOS DEL SISTEMA MCI 20/10 COMO GENERADOR DE

SEÑALES DE PRUEBA PARA ECG 83

CAPITULO 6. CONCLUSIONES 85

BIBLIOGRAFÍA 88

ANEXOS 90

9

LISTA DE TABLAS

Pág.

CAPITULO 2. MARCO TEÓRICO

Tabla 2.1. Derivaciones estándar de extremidades o bipolares 24

Tabla 2.2. Equivalente matemático de los valores promedios del terminal

central de Wilson 25

Tabla 2.3. Derivaciones monopolares aumentadas 26

Tabla 2.4. Resumen de los requerimientos para electrocardiógrafos según

normas NTC – IEC 28

Tabla 2.5. Resumen de requerimientos para generador de señales de

prueba para electrocardiógrafos según normas IEC – NTC y ECRI 31

Tabla 2.6. Características de los dispositivos PSoC 39

Tabla 2.7. Disponibilidad de recursos del sistema en dispositivos PSoC 39

CAPITULO 3. DISEÑO DEL SISTEMA MCI 20/10

Tabla 3.1.1. Ubicación y nombre asignado para cada electrodo 41

Tabla 3.1.2. Equivalencias de las señales obtenidas con el terminal

central de Wilson 44

Tabla 3.1.3. Disposición de los parámetros del bloque funcional para la

obtención de las derivadas bipolares 46

10

Tabla 3.1.4. Disposición de los parámetros del bloque funcional para la

obtención de las derivadas aumentadas 47

Tabla 3.1.5. Valores de configuración obtenidos para el FPB de cuarto

orden 53

CAPITULO 4. IMPLEMENTACIÓN DEL SISTEMA MCI 20/10

Tabla 4.1.1. Valores de tensión para los terminales del multiplexor 66

Tabla 4.1.2. Valores de tensión para los terminales del ISO 124 69

Tabla 4.1.3. Valores de los parámetros relevantes para el bloque

funcional AGP 71

Tabla 4.1.4. Valores de los parámetros relevantes para los bloques

funcionales FPB2_1 y FPB2_2 71


funcional CAD 72

Tabla 4.1.6. Valores de los parámetros para el contador de 16 bits 73


funcional módulo SPI de transmisión 74

Tabla 4.1.8 Valores de los parámetros relevantes para el bloque funcional

módulo SPI de recepción 76

Tabla 4.2.1. Valor para el parámetro de los diferentes valores

de frecuencia deseados 77


funcional CDA 78

11

LISTA DE FIGURAS

Pág.

CAPITULO 2. MARCO TEÓRICO

Figura 2.1. Complejo PQRST de la señal electrocardiográfica normal 22

Figura 2.2. Circuito del Terminal Central de Wilson 25

Figura 2.3. (a) Implementación de un resistor continúo con Switched-

Capacitor en paralelo. (b) Resistencia continúa. (c) Forma de onda de la

señal de reloj para la implementación Switched-Capacitor 32

Figura 2.4. Diagrama de bloques de un circuito PSoC 36


Figura 3.1.1. Disposición correcta de los latiguillos 42

Figura 3.1.2. Configuración eléctrica de tres seguidores de tensión 43

Figura 3.1.3. Esquema eléctrico para el Terminal Central de Wilson 44

Figura 3.1.4. Bloque funcional de un circuito integrado con dos

multiplexores análogos 45

Figura 3.1.5. Diagrama esquemático para la distribución de las señales

de entrada para los dos bloques funcionales 46

Figura 3.1.6. Diagrama eléctrico de un amplificador de instrumentación 48

Figura 3.1.7. Circuito electrónico de direccionamiento a pie derecho 49

Figura 3.1.8. Diagrama esquemático de un circuito para aislamiento

eléctrico 51

12

Figura 3.1.9. Respuesta del bloque funcional detector QRS a una señal

de entrada ECG 54

Figura 3.1.10. Diagrama de bloques de entradas y salidas para la

comunicación SPI entre el circuito PSoC y el modulo Artaflex 55

Figura 3.1.11. Diagrama de bloques del sistema MCI 20/10 como monitor

cardíaco inalámbrico para el plano frontal 58

Figura 3.2.1. Etapas de diseño del sistema MCI 20/10 como generador de

señales de prueba para ECG 59

Figura 3.2.2. Relación entre los 128 datos digitales y la tensión análoga

adquirida en la conversión digital – análoga para obtener la señal QRS 61

Figura 3.2.3. Diagrama de bloques del sistema MCI 20/10 como

generador de señales de prueba para ECG 62

CAPITULO 4. IMPLEMENTACIÓN DEL SISTEMA MCI 20/10

Figura 4.1.1 . Electrodos 3M Red DotTM 64

Figura 4.1.2. Latiguillos marca Siemens 64

Figura 4.1.3. Diagrama eléctrico del circuito integrado LM 324 65

Figura 4.1.4. Diagrama eléctrico circuito integrado UTC 4052 66

Figura 4.1.5. Diagrama eléctrico circuito integrado INA 128 67

Figura 4.1.6. Diagrama eléctrico circuito integrado ISO 124 68

Figura 4.1.7. Resultados parciales de la prueba de funcionamiento del

circuito integrado ISO 124. La señal roja corresponde a la señal de

entrada y la señal de azul a la de salida. a) DI, b) DII, c) DIII 70

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Figura 4.1.8. Respuesta del bloque funcional detector QRS a una señal

de entrada ECG 73

Figura 4.1.9. Apariencia física del modulo de radio Artaflex AWP24S para

transmisión, visto desde arriba 74

Figura 4.1.10. Diagrama de bloques y pines del modulo de radio Artaflex

AWP24S 75

Figura 4.1.11. Conexión entre el circuito PSoC y el computador utilizando

protocolo RS 232 con el circuito integrado MAX 232 75

CAPITULO 5. RESULTADOS

Figura 5.1. Interfaz gráfica diseñada utilizando Labview 79

Figura 5.2. Registro en el tiempo de las cuatro señales generadas en la

interfaz grafica diseñada en Labview. a) Seno, b) Cuadrada, c) Triangular

y d) QRS 81

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LISTA DE ANEXOS

Pág.

Anexo A. Etapas del sistema MCI 20/10 como monitor cardíaco

inalámbrico para el plano frontal 90

Anexo B. Diagrama de bloques para el diseño de la interfaz gráfica

utilizando LabView 91

Anexo C. Resultados del procesamiento análogo para la obtención de

las derivadas bipolares del plano frontal. a) DI, b) DII, c) DIII 92

Anexo D. Resultados del procesamiento análogo para la obtención de

tres derivadas del plano frontal. a) aVL, b) aVF y c) aVR 93

Anexo E. Resultados experimentales del generador de señales de

prueba para ECG en los tipos de onda seno y cuadrada a diferentes

frecuencias (60 Hz, 150 Hz y 250 Hz) 94

Anexo F. Resultados experimentales del generador de señales de prueba

para ECG en el tipo de onda triangular a diferentes frecuencias (60 Hz,

150 Hz y 250 Hz) 95

Anexo G. Resultados experimentales del generador de señales de

prueba para electrocardiógrafos; generando la derivación DII en a) 30, b)

60 y c) 120 latidos/minuto 96

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RESUMEN El desarrollo de este trabajo comprende el diseño e implementación del prototipo alfa de un equipo biomédico transportable cuya función principal es el registro de las 6 derivaciones del plano frontal de la señal eléctrica del corazón y la medición de la frecuencia cardíaca, representando la función de monitoreo cardíaco, transmitiendo de forma inalámbrica este registro a un computador para su visualización en una interfaz gráfica. Adicionalmente este equipo puede funcionar como un generador de señales de prueba para electrocardiógrafos con el objetivo de utilizarlas para asegurar la medición de amplitudes y tiempos de la señal electrocardiográfica, verificar rápidamente cualquier defecto del equipo adquisidor y el funcionamiento normal de alarmas, usarlo como herramienta pedagógica o para demostraciones comerciales. El diseño de este prototipo de monitor cardíaco inalámbrico para el plano frontal, inicia con el proceso de recopilación de información teórica y experimental, continuando con la obtención de las necesidades del cliente, traduciéndolas en especificaciones técnicas con las cuales se generaron los conceptos para la implementación del prototipo, y finalizó con la selección y evaluación del prototipo a implementar. La aplicación de esta metodología permitió estructurar el proceso de diseño, con lo cual se implementó el prototipo que satisface las necesidades planteadas. El diseño e implementación de este prototipo de equipo biomédico se realizó utilizando tecnología basada en circuitos de señal mixta, PSoC (Programmable System on Chip), con los cuales se realizó el procesamiento análogo y digital de la señal cardiaca y la transmisión inalámbrica de dicha señal a un computador; adicionalmente, estos circuitos PSoC se utilizaron para generar 4 tipos de onda (cuadrada, triangular, seno y señal típica electrocardiográfica), para que este equipo tenga la función de generador de señales de prueba para electrocardiógrafos.

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CAPITULO 1. INTRODUCCIÓN Con el paso del tiempo, la adquisición de las señales fisiológicas y su procesamiento análogo y digital, se ha desarrollado utilizando diversos métodos y diferentes tipos de tecnología. Actualmente el uso de circuitos de señal mixta PSoC, permite mejorar los equipos para este tipo de aplicaciones, ya que integra circuitos análogos y digitales en un circuito integrado, ofreciendo al diseñador gran versatilidad de configuración, y mejora de características tales como: tamaño-hardware, conectividad, funcionalidad y velocidad de procesamiento. Los circuitos de señal mixta PSoC ya se ha utilizado en diversas aplicaciones. En cuanto al diseño de dispositivos para medir parámetros fisiológicos se encuentran aplicaciones como: Diseño de un sistema multifuncional, que permite determinar diversas patologías cardiacas, clasificándolas según el estado de estas y compararlas con señales patrones ya establecidas. [Saumil, 2002]. El sistema se desarrolla combinando circuitos PSoC y se utilizan FPGA (Field Programmable Gate Array) que no permite tratar de forma análoga las señales medidas en el mismo circuito integrado, lo que afecta directamente al tamaño físico del dispositivo haciendo que este sea más grande. Diseño de un monitor cardiaco de bolsillo. [Meek, 2004]. Se utilizaron circuitos PSoC para el procesamiento análogo de la señal electrocardiográfica y la visualización en una pantalla LCD. Como sistema de alimentación, se usan dos baterías de 1,5 V, lo que permite tener como resultado un dispositivo pequeño, pero no completamente efectivo ya que en la pantalla LCD, solo se visualiza una de las doce derivaciones de la señal electrocardiográfica. Diseño de un biosensor capacitivo inteligente basado en un circuito PSoC. [Bissi, 2008]. En el cual por medio de una técnica de medición de impedancias del cuerpo humano, un acople entre estas mediciones y una arquitectura de programación simple, se diseña un biosensor con suficiente capacidad para dar valores en un rango amplio de capacitancia, con precisión y sensibilidad considerable. Cypress Semiconductor Inc, presenta el diseño e implementación de un “ECG portable”. [Altenburg J, 2005]. En la implementación, se utilizan circuitos PSoC y baterías como fuente de alimentación obteniendo un dispositivo pequeño y transportable que permite el registro de las señales electrocardiográfica de tres derivaciones del plano frontal.

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Diseño de un equipo transportable basado en DSP para el almacenamiento y análisis de señales biomédicas. [Salgado G, 2005]. Se presentan los resultados del diseño y construcción de una herramienta hardware - software de almacenamiento y análisis de señales electrocardiográficas, basándose en un DSP (Digital Signal Process), es decir, en un procesador digital de señales. Específicamente se utiliza un microprocesador y una etapa análoga para el procesamiento de la señal adquirida, este diseño hace uso de baterías, comunicación serial a un computador. Diseño de un prototipo de dispositivo de monitoreo telemétrico continuo de ECG para prevención de muerte cardiaca súbita. [Zuxiang, 2009]. Este dispositivo registra continuamente el ECG de un paciente, realiza un análisis automático de la señal, si cualquier peligro es identificado, instantáneamente se envía un mensaje de alerta médica a los pacientes. Se envía la información a una institución de salud a través de móviles GPRS (General Packet Radio Service). Diseño de un sistema ECG inalámbrico. [Simunic, 2009]. Este sistema permite el registro inalámbrico de 3 derivaciones, utilizando tecnología bluetooth, un detector ECG y una computadora personal como monitor. El sistema inalámbrico de monitorización del ECG, permite mejorar la calidad de vida de los pacientes cardíacos gracias al seguimiento permanente. Un seguimiento a largo plazo facilita la captura de eventos esporádicos y por lo tanto es una contribución importante para la mejora de la terapia y rehabilitación de los pacientes. Diseño e implementación de un dispositivo inteligente que adquiere continuamente las señales ECG y las transmite a algún punto remoto de enlace, utilizando tecnología Bluetooth. [Led, 2004]. El dispositivo de adquisición tiene un bajo consumo de potencia y tamaño reducido. Se utiliza el ADuC831 Micro-Converter para la conversión de analógico a digital y el chip Bluetooth RSE BlueCore2 para la transmisión. El dispositivo diseñado es un componente importante de un prototipo completo para la monitorización electrocardiográfica continua a distancia de pacientes con diversas enfermedades cardíacas. Los generadores de señales de prueba para electrocardiógrafos son una herramienta de trabajo que brinda múltiples usos, algunas de estos son:

• Posibilita la verificación de la morfología conservada para la señal de electrocardiograma adquirida, usando señales de prueba conocidas.

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• Asegura la medición de las amplitudes y tiempos de la señal de electrocardiográfica, con rangos de precisión suficientes para no afectar el criterio diagnóstico del médico.

• Permite verificar rápidamente cualquier defecto, producto de la falta de continuidad o conducción de la señal hasta el equipo adquisidor, ejemplos: problemas en el cable paciente, los electrodos terminales, las condiciones del paciente (piel grasa), los amplificadores del equipo, la respuesta en frecuencia del equipo, ruidos de línea (60Hz), etc.

• Permite verificar rápidamente el normal funcionamiento de alarmas visuales y auditivas en los monitores cardiacos que detectan valores de frecuencias para bradicardia y taquicardia, críticas.

• Usado con fines pedagógicos. En el entrenamiento del personal encargado de realizar los registros de señales biológicas.

• Empleado para demostraciones comerciales de los equipos médicos, por técnicos o ingenieros. En el uso del servicio postventa, servicio técnico, ensayos de control de calidad durante la producción de electrocardiógrafos, monitores y medidores de frecuencia con o sin alarmas.

1.1 JUSTIFICACIÓN La tecnología biomédica se ve en la necesidad de evolucionar a causa de la gran demanda de necesidades que se generan en busca de mejorar la calidad de vida de las personas, por este motivo es importante que los dispositivos médicos, sean diseñados considerando conceptos como versatilidad, transportabilidad, bajo consumo de potencia, confiabilidad, seguridad eléctrica, bajo costo y buen desempeño. El uso de tecnología de punta como los circuitos PSoC, permite el diseño de sistemas embebidos reconfigurables y de bajo costo, cuya implementación da como resultado dispositivos o equipos transportables, con múltiples funciones. Desafortunadamente, el monitoreo continuo de la señal eléctrica del corazón debe superar muchas limitaciones. Estos desafíos incluyen la integración de alta tecnología para la reducción de tamaño de los dispositivos médicos que suplen

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esta función, al igual que el bajo consumo de energía para extender la autonomía del paciente. Cada componente tiene que ser elegido de acuerdo con estos criterios, y los circuitos PSoC son una herramienta preferencial para reducir el número de componentes y el consumo de energía. La importancia de considerar la transportabilidad, como característica en el diseño de equipos biomédicos, se evidencia en situaciones en las que el paciente se encuentre en condiciones extremas, situaciones de emergencia como terremotos e incendios, brigadas médicas, hospitales rurales, en el estudio del rendimiento deportivo o en el seguimiento de la salud en el hogar. 1.2 PLANTEAMIENTO DEL PROBLEMA La necesidad de diseñar un monitor cardíaco transportable y con diferentes funciones, tales como la transmisión inalámbrica de datos y la generación de señales de prueba para electrocardiógrafos, surge como una solución para el monitoreo fácil y cómodo de la actividad de la señal cardiaca en ambientes como: hospitales rurales, brigadas médicas, situaciones de riesgo o emergencia, pruebas deportivas y cuidado en el hogar. De forma específica, los hospitales rurales, las brigadas médicas y las situaciones de emergencia o de riesgo tienen la constante necesidad de contar con equipos que tengan pequeño peso y tamaño, permitiendo su fácil transportabilidad. Además, el uso de tecnología de punta permite que el diseño de sistemas a nivel de un prototipo alfa, sean de bajo costo. Por otro lado en medicina deportiva y cuidado en el hogar, el monitoreo constante de la actividad cardíaca del paciente, específicamente del deportista, es de vital importancia, ya que le permite al especialista en salud registrar el estado de éste mientras se realiza la actividad física. En este ambiente cuidado en casa, se tiene la necesidad de evitar el uso de cables, ya que en muchas ocasiones dificulta la movilidad de un paciente. Por esta razón sería conveniente que los equipos para monitoreo cardíaco puedan transmitir de forma inalámbrica los datos, brindando comodidad y facilidad en el monitoreo de la actividad cardíaca. 1.3 OBJETIVOS Para este proyecto se ha planteado como objetivo general: diseñar e implementar un dispositivo que permita monitorear la actividad cardíaca en el plano frontal de forma inalámbrica utilizando circuitos de señal mixta. Los objetivos específicos que se desarrollarán para poder alcanzar el objetivo general son:

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• Diseñar un sistema para la adquisición y procesamiento de las señales eléctricas del corazón.

• Diseñar un sistema de multiplexado para la selección de derivaciones.

• Implementar un sistema de transmisión y recepción inalámbrica.

• Diseñar un generador de señales de prueba para electrocardiógrafos.

• Diseñar una interfaz gráfica en un computador para visualización de resultados.

• Implementar y evaluar el prototipo alfa diseñado.

1.4 CONTRIBUCIONES Este proyecto contribuye al avance de la ingeniería biomédica y el uso de tecnología de punta para el diseño de equipos biomédicos. Además de:

• Implementación de un prototipo biomédico multifuncional basado en circuitos de señal mixta PSoC.

• Desarrollo de un monitor cardiaco transportable y de bajo consumo de potencia que permita a entidades públicas o privadas como brigadas médicas y bomberos tener un dispositivo fácil de transportar.

• Desarrollo de prototipos biomédicos multifuncionales como lo es el monitor cardiaco inalámbrico, y de bajo costo que sean fáciles de adquirir para entidades públicas como hospitales rurales, brigadas médicas y bomberos, al igual que para personas que requieren cuidado en el hogar.

• Como trabajo a futuro, servir como motivación para que en nuestro país se utilicen las herramientas tecnológicas para diseñar los equipos biomédicos

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que requieren las entidades prestadoras de salud, reduciendo los costos que representan la adquisición de tecnología biomédica del exterior.

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CAPITULO 2. MARCO TEÓRICO 2.1 SEÑAL ELECTROCARDIOGRÁFICA El electrocardiograma normal está formado por un complejo PQRST como el que se muestra en la Figura 2.1. En este complejo se distingues distintas etapas que permiten identificar los distintos lugares donde el miocardio ha sido estimulado generando los procesos de despolarización, repolarización e hiperpolarización. La onda P es generada por las corrientes eléctricas que despolarizan las aurículas antes de la contracción, el complejo QRS se genera por corrientes eléctricas de despolarización de los ventrículos y la onda T depende de las corrientes eléctricas generadas cuando los ventrículos se repolarizan o se recuperan del estado de despolarización. Figura 2.1. Complejo PQRST de la señal electrocardiográfica normal

Al tomar un registro electrocardiográfico se consideran doce derivaciones, las cuales se diferencian entre si, según la posición estándar en la que se ubican los electrodos en el cuerpo. [Guyton, 2008]. En este proyecto se realiza el registro de seis de estas derivaciones, específicamente las que indican la actividad eléctrica cardiaca en el plano frontal (derivaciones estándar o de las extremidades y aumentadas).

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2.2 ACTIVIDAD ELECTRICA DEL PLANO FRONTAL La actividad eléctrica en el plano frontal se determina por la diferencia de potencial entre diferentes puntos, los cuales se han estandarizado por medio de un esquema llamado triangulo de Einthoven. Este es un medio esquemático que toma un triangulo ubicado sobre el corazón, los vértices de dicho triangulo señalan tres extremidades del cuerpo, el brazo derecho, el brazo izquierdo y la pierna izquierda, dado que el corazón se inclina dentro del pecho hacia la izquierda. La proyección de estos vértices sobre las extremidades se genera al considerar al corazón como un generador de corriente bioeléctrica y al cuerpo humano como un buen medio conductor. Cada uno de estos puntos de medición tiene una polaridad definida, que depende de la orientación del flujo de corriente en el corazón. 2.2.1 Derivaciones estándar de extremidades o bipol ares. Son tres derivaciones llamadas DI, DII y DIII. Estas corresponden a la diferencia de potencial entre dos puntos, utilizando cuatro electrodos; tres de medición y uno de referencia. En la Tabla 2.1, se indica la actividad eléctrica por cada derivación estándar de extremidades o bipolar, la ubicación de los electrodos en el cuerpo y la representación matemática de la medición.

DI: diferencia de potencial entre el brazo izquierdo y derecho. DII: diferencia de potencial entre pierna izquierda y brazo derecho. DIII: diferencia de potencial entre pierna izquierda y brazo izquierdo.

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Tabla 2.1. Derivaciones estándar de extremidades o bipolares

Derivación Actividad eléctrica Ubicación electrodos Modelo matemático

DI

LA – RA

DII

LL – RA

DIII

LL – LA

2.2.2 Derivaciones monopolares aumentadas. Son tres derivaciones llamadas aVL, aVF y aVR. Para su obtención se utiliza el Terminal Central de Wilson, el cual es un arreglo de resistencias eléctricas, R, como se muestra en la Figura 2.2. Estas resistencias conectan tres extremidades del cuerpo, el brazo izquierdo (LA), el brazo derecho (RA) y la pierna izquierda (LL) a un nodo común (TCW), lo que permite obtener la tensión promedio entre cada uno de los potenciales de las extremidades, a los tres valores promedio se les da el nombre de TCW_1, TCW_2 y TCW_3 y se presenta su equivalente matemático en la Tabla 2.2, para facilitar el cálculo de las derivadas monopolares aumentadas.

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Figura 2.2. Circuito del Terminal Central de Wilson

Tabla 2.2. Equivalente matemático de los valores promedios del terminal central de Wilson

Valor promedio Equivalente matemático TCW_1 2

TCW_2 2

TCW_3 2

En la Tabla 2.3, se indica la actividad eléctrica para cada una de las derivaciones monopolares aumentadas, la ubicación de los electrodos en el cuerpo y la representación matemática de la medición.

aVR: el brazo derecho (RA) es comparado con el promedio entre la pierna izquierda (LL) y el brazo izquierdo (LA) que corresponde al valor promedio TCW_2 de la Tabla 2.2.

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aVL: el brazo izquierdo (LA), es comparado con el promedio entre la pierna izquierda (LL) y el brazo derecho (RA) que corresponde al valor promedio TCW_3 de la Tabla 2.2. aVF: la pierna izquierda (LL) es comparada con el promedio entre el brazo derecho (RA) y el brazo izquierdo (LA) que corresponde al valor promedio TCW_1 de la Tabla 2.2.

Tabla 2.3 . Derivaciones monopolares aumentadas

Derivación Actividad eléctrica Ubicación electrodos Modelo matemático

aVR

RA LL LA2

aVL

LA RA LL2

aVF

LL RA LA2

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2.3 ELECTROCARDIÓGRAFO (ECG) El electrocardiógrafo es un equipo biomédico de monitorización y diagnóstico, que utiliza electrónica análoga y digital para adquirir, procesar y visualizar la actividad eléctrica del miocardio o corazón. En la mayoría de sus aplicaciones es un procedimiento no invasivo, en el que se utilizan electrodos superficiales ubicados en diferentes regiones del cuerpo. El registro que entrega el dispositivo se llama electrocardiograma, que es un registro gráfico en función del tiempo. A partir de la morfología de las ondas y complejos que componen la señal electrocardiográfica y los intervalos de tiempo entre estos, se pueden interpretar diferentes parámetros como:

Frecuencia cardíaca.

Masa muscular cardíaca.

Presencia de arritmias.

Isquemia.

Perturbaciones eléctricas.

Efectos de medicamentos. Algunos de estos parámetros tienen más prioridad que otros dependiendo de la aplicación, por esto, el sistema electrocardiógrafo puede tener variaciones técnicas según esta. Las aplicaciones típicas para los electrocardiógrafos son:

Electrocardiografía ambulatoria.

Monitorización.

Electrocardiografía de alta resolución.

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2.3.1 Normativa para electrocardiógrafos. Es de gran importancia, en el diseño y desarrollo de electrocardiógrafos, cumplir con normativas nacionales e internacionales, que determinan los requerimientos necesarios para un óptimo funcionamiento de este equipo biomédico, con el objetivo de ofrecer seguridad eléctrica al paciente. La siguiente normativa referente a electrocardiógrafos, corresponde a la Comisión Internacional Electrotécnica (IEC) en su adaptación para Colombia como NTC (Norma Técnica Colombiana), la cual especifica los requerimientos a nivel general para equipos electromédicos y para el electrocardiógrafo; específicamente estas normas son: IEC – NTC – 60601-1: requerimientos generales para la seguridad. IEC – NTC – 60601-2-25: equipos electromédicos – parte 2: requisitos particulares para la seguridad de electrocardiógrafos. En base a las normas anteriores se presenta un resumen de los requerimientos técnicos generales para un electrocardiógrafo. Tabla 2.4. Resumen de los requerimientos para electrocardiógrafos según normas NTC - IEC

REQUERIMIENTO UNIDADES VALORES LIMITES

Clasificación según protección Clase I ,II

Clasificación según el nivel de protección Tipo B, BF y CF Número de electrodos Canales 3 - 10

Derivaciones # 1 - 12 Rango de entrada mVpico-pico 0.5 - 10

Impedancia de entrada MΩ 4.5 – 5.5 Adquisición y acondicionamiento análogo de

la señal mV 1 a 500-2000

CMRR (Relación de Rechazo al Modo Común)

dB 50<x<+∞

Acondicionamiento digital de la señal Hz 0.5 a 150 Rango frecuencia cardiaca latidos/min 0 - 300

Promedio cálculo frecuencia cardíaca s 0<x<10

Módulo de transmisión inalámbrica latidos/min

GHz 33 a -100

0.868 – 5.4 Peso kg 2<x<15

Fuente de alimentación Red V

Hz 100 – 240

50/60 Batería min 40 – 4500

29

Tiempo de vida útil Años 8<x≤10 Corriente de fuga µA -∞<x<10

Impedancia de salida Ω 0 -100 Tipos de alarmas Visuales y auditivas

Causa de alarmas Canales, vigilancia

complejo QRS 2.4 GENERADOR DE SEÑALES DE PRUEBA PARA ECG El establecimiento del programa de tecno-vigilancia dado por el Instituto Nacional de Vigilancia de Medicamentos y Alimentos (INVIMA), tienen como objetivo garantizar el buen funcionamiento de los equipos médicos, ya que estos están sujetos a diversos factores que les ocasionan fallas, por lo tanto es necesario contar con instrumentos y procedimientos que permitan verificar el funcionamiento de los equipos médicos. Un generador de señales de prueba es un equipo que se encarga de generar señales con valores de frecuencia y amplitud definidas con el objetivo de servir como patrón de referencia para verificar el funcionamiento de un equipo en particular, en este caso biomédico. Un generador de señales de prueba para electrocardiógrafos se utiliza como instrumento de verificación del funcionamiento de electrocardiógrafos, monitores holter, desfibriladores y ecocardiógrafos. El uso de este equipo permite realizar verificaciones como:

Verificar en el medio de visualización del equipo puesto a prueba, la morfología de la señal adquirida, amplitud y frecuencia. Si el equipo en prueba imprime el registro, verificar las velocidades del papel.

Se puede dar un estado general de las conexiones periféricas del equipo en prueba.

Verificar el correcto funcionamiento de alarmas auditivas y visuales del equipo en prueba.

Medio didáctico como elemento de enseñanza para personal asistencial.

30

Como sistema de prueba para la comercialización de electrocardiógrafos en venta.

2.4.1 Normativa para equipos generadores de señales de prueba para ECG. En el diseño de generadores de prueba para electrocardiógrafos, se debe cumplir con normativas nacionales e internacionales, que especifican requerimientos necesarios para su óptimo desempeño, como instrumento de verificación del funcionamiento de un electrocardiógrafo. Las siguientes normativas especifican los requerimientos a nivel general para simuladores y generadores de señales de prueba para electrocardiógrafos y corresponde a la Comisión Internacional Electrotécnica (IEC) en su adaptación para Colombia como NTC (Norma Técnica Colombiana) y al Instituto de Investigación para Cuidado Eléctrico (ECRI):

IEC – NTC – 60601-2-27: equipos electromédicos – parte 2: requisitos particulares de seguridad de equipos de supervisión electrocardiográfica. IEC – NTC – IEC – 17025: requisitos generales de competencia de laboratorios de ensayos de calibración.

ECRI 1996 – 410 – 0595: Inspección y mantenimiento preventivo – pruebas para equipos y suministros.

A partir de estas normas se resaltan aspectos importantes que deben cumplir este tipo de equipos. En la Tabla 2.5, se resumen los requerimientos técnicos generales que debe cumplir un generador de señales de prueba para electrocardiógrafos.

31

Tabla 2.5. Resumen de requerimientos para generador de señales de prueba para electrocardiógrafos según normas IEC – NTC y ECRI

REQUERIMIENTO UNIDADES VALORES LIMITES

Señales de prueba Señal cardíaca derivación DII, sinusoidal,

cuadrada y triangular. Rango de entrada mVpico-pico 1.0 ± 0.05

Frecuencia latidos/min DII: 35, 60, 120, y 210

Hz Sinusoidal, cuadrada y triangular: 1, 2, 30, 50.

Fuente de alimentación

Red V

Hz 100 – 240

50/60 Batería min 40 – 4500

Tipos de alarmas Visuales, Auditivas 2.5 CIRCUITOS SWITCHED-CAPACITOR. Los circuitos Switched-Capacitor (SC), simulan un circuito analógico continuo [Allen, 1984]. En los circuitos SC un OpAmp se combina con interruptores y capacitores para completar el repertorio necesario para un circuito de datos muestreados analógicos (de aquí en adelante circuitos ASD, del inglés Analog Sampled Data Circuits). Los circuitos ASD son circuitos analógicos que utilizan técnicas de muestreo periódico. El muestreo periódico de una señal análoga resulta en una secuencia de pulsos. La amplitud de estos pulsos corresponde a la amplitud de una señal continua cuando fue muestreada. El procesamiento de señales analógicas por circuitos ASD asciende al procesamiento de cada pulso en la secuencia de la señal análoga muestreada. El muestreo periódico de señales analógicas ha sido usado por varios años. Funciones como filtros transversales, registros de desplazamiento, conversores análogo-digital y sistemas de control son algunos ejemplos de los circuitos ASD. El primer registro conocido de señales analógicas muestreadas se encuentra en las páginas 420-425 del Tratado sobre Electricidad y Magnetismo de James Clerk Maxwell donde se discute la resistencia equivalente de un circuito SC. No es hasta 1972 cuando se sugiere que la tecnología MOS se aplicaría en la construcción de filtros ASD [D. L. Fried, 1972]. Una de las principales ventajas de los circuitos ASD es que son un medio económico y preciso para implementar funciones de circuitos analógicos con la tecnología existente para fabricar circuitos integrados. Además, las técnicas ASD brindan una solución única para resolver problemas que presentan los circuitos

32

analógicos continuos en circuitos integrados. Por ejemplo, la precisión en el valor absoluto de resistencias y capacitores que forman un producto RC no es satisfactoria, además los resistores integrados tienen pobres características de linealidad y temperatura. Como se mostrará, el resistor puede ser reemplazado por interruptores (switches) y capacitores. Esto resulta en el hecho que el desempeño del circuito está determinado por un arreglo de capacitores. Un arreglo de elementos siempre es fácil de controlar [Allen, 1984]. Además de esto, los capacitores son más convenientes que los resistores en la fabricación de circuitos integrados. Ahora, se reemplazará la resistencia de una red RC activa mediante una red equivalente de muestreo de datos. Mostraremos que la red que se muestra en la Figura 2.3(a) es equivalente al circuito que se muestra en la Figura 2.3 (b). Como condiciones iníciales se tiene que los interruptores se encuentran abiertos, el capacitor descargado, y V1 y V2 son fuentes DC independientes. La forma de onda de la señal de reloj se muestra en la Figura 2.3(c). Figura 2.3. (a) Implementación de un resistor continúo con Switched-Capacitor en paralelo. (b) Resistencia continua. (c) Forma de onda de la señal de reloj para la implementación Switched-Capacitor

Fuente: CABRERA L., John. Diseño de un Microsistema para el Procesamiento….

Tesis de Maestría. Santiago de Cali: Universidad del Valle, PPIEE. 2009.

33

En el instante t0 = nT la señal de reloj φ1 se aplica al interruptor 1 y este se cierra. En este instante el capacitor C, se carga al voltaje V1. El interruptor actúa como una resistencia finita en serie con el capacitor, la cual no permite la carga inmediata de este. Obviamente, la constante de tiempo RC debe ser mucho menor que el ancho del pulso de φ1 para que la carga sea transferida. El valor de esta carga será: ( ) 10 CV2TtQ =+ (2.1)

Si ahora pasamos a la segunda fase del periodo y aplicamos el estado alto de la señal φ2 al interruptor 2, este se cerrará y el capacitor C se cargará al valor de V2. Sin embargo, en este momento sólo fluirá carga en la dirección de i2 y será: ( ) ( )12120 V-VCCVCVTtQ =−=+ (2.2)

Finalmente, consideremos la siguiente fase del periodo, que es una repetición del primer caso, excepto que C fue cargado a CV2 durante la fase anterior. Cuando φ1 hace que el interruptor 1 se cierre por segunda vez, la carga que fluye en la dirección de i1 será:

( )21210 V-VCCVCV2

3TtQ =−=

+ (2.3)

Esta secuencia de eventos continuará indefinidamente, hasta alcanzar una condición de estado estable. La resistencia de la Figura 3(b) se define por:

2

12

1

21

I

VV

I

VVR

−=−= (2.4)

La corriente que fluye por el circuito puede ser expresada por:

dt

dqi = (2.5)

34

Entonces, la corriente promedio asumiendo un periodo T bastante pequeño esta dado por:

( )T

VVC)(I 21

1

−=prom (2.6)

Comparando la Ecuación (2.4) con la Ecuación (2.6), y asumiendo que V1 y V2 son constantes durante el periodo de reloj T, y por lo tanto I1=I1(prom), se obtiene la relación deseada, donde fclk representa la frecuencia de reloj en Hertz.

Cf

1

C

TR

clk

== (2.7)

Se pueden tener diferentes esquemas de circuitos para sustituir resistores con interruptores y capacitores. Aunque todas estas representaciones pueden llevar a la forma general de la Ecuación (2.7), existen diferencias prácticas que son importantes [Allen, 1984]. La ventaja de los circuitos SC puede verse comparando el producto RC de un resistor designado por R1 y un capacitor C2. Asumiendo que la constante de tiempo τ está formada por el producto de R1 y C2. 21CRτ = (2.8) Es importante controlar la precisión de τ, tanto como sea posible. La precisión de τ depende de R1 y C2, y está dada por:

2

2

1

1

C

C

R

R

τ

τ ddd += (2.9)

Donde x

dx se interpreta como la precisión de x. El peor caso en la precisión de τ

será la suma de las precisiones absolutas de R1 y C2, las cuales son bastante bajas si R1 y C2 son implementadas en un circuito integrado.

35

Si R1 es reemplazado por su equivalente circuito SC, la Ecuación (2.8) se convierte en:

1

2clk

1

2

clk C

CT

C

C

f

1τ == (2.10)

La precisión de τ se expresará como:

1

1

2

2

clk

clk

C

C

C

C

T

T

τ

τ dddd −+= (2.11)

Asumiendo que Tclk es perfectamente preciso, tenemos:

1

1

2

2

C

C

C

C

τ

τ ddd −= (2.12)

Ya que los capacitores C1 y C2 se implementan utilizando la misma tecnología, la precisión de la Ecuación (2.12) es mucho mejor que la dada por la Ecuación (2.9).

Los valores típicos de ττd en circuitos con tecnología MOS se encuentran

alrededor del 0.1%. 2.6 CIRCUITOS DE SEÑAL MIXTA PSoC Hoy en día se están diseñando nuevos circuitos integrados y nuevas técnicas de diseño análogo son usadas para alcanzar alta velocidad en el procesamiento analógico. Los nuevos desarrollos son enfocados para obtener modernos circuitos con excelentes características tales como: amplio ancho de banda, alta linealidad, excelente relación señal/ruido, bajo consumo de potencia, etc. Entre los nuevos circuitos analógicos y las nuevas técnicas de diseño análogo se encuentran los circuitos análogos programables (Field Programmable Analog Array), los cuales brindan una solución eficaz a los problemas de rápido prototipaje y simplifican la tarea de diseñar circuitos electrónicos analógicos [Caicedo, 2002].

36

La familia PSoC (Programmable System on Chip) de Cypress, es un dispositivo con varios arreglos de señal mixta y un microcontrolador en el mismo chip. Un PSoC incluye bloques configurables de circuitos analógicos y lógica digital, así como interconexiones programables. Esta arquitectura permite al usuario crear configuraciones personalizadas con periféricos hasta alcanzar los requerimientos de cada aplicación individual. Adicionalmente cuenta con una CPU rápida, memoria Flash de programa, memoria SRAM de datos y pines I/O configurables. La configuración y diseño de estos circuitos se realiza con la herramienta PSoC Designer de Cypress [Cabrera, 2009]. Figura 2.4. Diagrama de bloques de un circuito PSoC

Fuente: CYPRESS SEMICONDUCTOR. PSoC Mixed Signed Array, Technical

Reference Manual [En línea]. [consultado 01 de Diciembre de 2009]. Disponible en Internet: http://www.cypress.com

37

En la Figura 2.4 se muestra la arquitectura en diagramas de bloques para los dispositivos PSoC. Se tienen los siguientes bloques principales: PSoC core, sistema digital, sistema analógico y recursos del sistema. 2.6.1 PSoC Core. El PSoC core es un módulo poderoso que cuenta con un amplio conjunto de instrucciones. Este cuenta con SRAM para almacenar datos, un controlador de interrupciones para facilitar la ejecución del programa hacia una nueva dirección, sleep timers y watchdog, y varios recursos para señales de reloj entre ellas un oscilador interno (IMO). Estas señales de reloj con el divisor de reloj (como un recurso del sistema), dan la flexibilidad para integrar casi cualquier requerimiento síncrono en el PSoC. La CPU, llamada M8C, es un poderoso procesador de 24MHz de velocidad. El M(C es un microprocesador de arquitectura Hardvard de 8 bits y 4 MIPS. Dentro de la CPU se cuenta con componentes de memoria SROM y Flash que dan flexibilidad a la programación. 2.6.2 Sistema Digital. El sistema digital está compuesto por un arreglo de filas de bloques digitales e interconexiones globales, entre arreglos y entre bloques (GDI, ADI y RDI respectivamente). Los bloques digitales están disponibles en filas de 4 bloques lo que permite selecciones óptimas de recursos para diferentes aplicaciones. Los bloques digitales pueden conectarse a cualquier GPIO (General Propose IO) a través de una serie de buses globales que pueden llevar cualquier señal hacia cualquier terminal. Los buses también permiten multiplexar señales e implementar operaciones lógicas. Esta configurabilidad libera sus diseños de controladores dedicados a tareas con periféricos. 2.6.3 Sistema Analógico. El sistema analógico está compuesto por columnas analógicas en un arreglo de bloques, referencias analógicas, multiplexores de entrada y drivers analógicos. El sistema de bloques analógicos está compuesto de hasta 4 columnas y hasta 12 bloques analógicos, dependiendo de las características del PSoC. Cada bloque configurable está compuesto por circuito OPAEP permitiendo la creación de complejos flujos de señal análoga.

38

Cada columna análoga contiene un bloque de tiempo continuo (CT), tipo B (ACB), un bloque Switched-Capacitor (SC), tipo C (ASC); y un bloque Switched-Capacitor, tipo D (ASD). 2.6.4 Recursos del Sistema. Los recursos del sistema proveen al PSoC de facultades adicionales, dependiendo de las características de cada PSoC. Estos recursos del sistema incluyen:

• Relojes digitales para incrementar la flexibilidad del PSoC.

• Hasta 4 MACs que proveen de multiplicadores de 8 bits con acumulador de 32 bits.

• Hasta 2 decimadores para aplicaciones con procesamiento de señales

digitales.

• Funciones I2C para implementar comunicación I2C esclavo o maestro.

• Voltaje de referencia interno con un valor absoluto de 1.3V para una variedad de subsistemas del PSoC.

• Modo Switch-Pump (SMP) que genera voltajes de operación normal a partir

de una batería.

• Un multiplexor analógico (mux) que permite a cada pin IO conectarse a un bus mux analógico común.

• Comunicación Full-Speed (12Mb/s) con dispositivos USB.

• Varios sistemas de interrupción soportados por el M8C.

Existen varios grupos en la familia PSoC. Además de diferenciar estos grupos por su referencia PSoC, cada grupo PSoC es fácil de distinguir por el número de filas digitales y columnas analógicas que posea. El sistema digital puede tener 4, 2 o 1 filas de bloques digitales. El sistema analógico 4, 2 o 1 columnas de bloques analógicos. Cada dispositivo PSoC tiene una combinación única de filas digitales y columnas analógicas [Cabrera, 2009]. La Tabla 2.6 lista los recursos disponibles para grupos específicos de dispositivos PSoC.

39

La Tabla 2.7 lista los recursos disponibles para grupos PSoC específicos. Las casillas marcadas o con información apropiada denotan que el recurso está disponible en el PSoC. Los campos en blanco denotan que el recurso del sistema no está disponible. Tabla 2.6. Características de los dispositivos PSoC

Grupo PSoC IO

di

gita

les

(máx

.)

Fila

s di

gita

les

Blo

ques

di

gita

les

Ent

rada

s an

álog

as

Sal

idas

an

álog

as

Col

umna

s an

álog

as

Blo

ques

an

álog

os

SR

AM

Fla

sh

CY8C29x66 64 4 16 12 4 4 12 2 KB 32 KB CY8C27x43 44 2 8 12 4 4 12 256 Bytes 16 KB CY8C24x94 50 1 4 48 2 2 6 1 KB 16 KB CY8C24x23 24 1 4 12 2 2 6 256 Bytes 4 KB CY8C24x23A 24 1 4 12 2 2 6 256 Bytes 4 KB CY8C22x13 16 1 4 8 1 1 3 256 Bytes 2 KB CY8C21x34 28 1 4 28 0 2 4 512 Bytes 8 KB Fuente: CYPRESS SEMICONDUCTOR. PSoC Mixed Signed Array, Technical


Tabla 2.7. Disponibilidad de recursos del sistema en dispositivos PSoC

Grupo PSoC U

SB

Mod

o S

MP

Rel

ojes

di

gita

les

I2C

Vol

taje

ref

. in

t.

PO

R y

LV

D

Sis

tem

a re

sete

o

Dec

imad

or

MA

C

CY8C29x66 x x X x x x T2 2 CY8C27x43 x x X x x x T1 1 CY8C24x94 x x X x x x T2 2 CY8C24x23 x x X x x x T1 1 CY8C24x23A x x X x x x T1 1 CY8C22x13 x X x x x T1 0 CY8C21x34 x x X x x x 0 CY8C21x23 x x X x x x 0 Fuente: CYPRESS SEMICONDUCTOR. PSoC Mixed Signed Array, Technical


40


En este capítulo, se desarrolla el diseño del sistema de un prototipo alfa de equipo biomédico para monitoreo cardíaco inalámbrico de las derivaciones del plano frontal y generador de señales de prueba para electrocardiógrafos. Este prototipo alfa se denominará MCI 20/10. Este capítulo se divide en dos partes, en la primera se presentan todos los aspectos que corresponden al diseño electrónico del MCI 20/10 en su modo como monitor cardiaco inalámbrico para el plano frontal y en la segunda se presentan todo los aspectos correspondientes al diseño electrónico del MCI 20/10 en modo generador de señales de prueba. 3.1. DISEÑO DEL SISTEMA MCI 20/10 COMO MONITOR CARD ÍACO INALÁMBRICO PARA EL PLANO FRONTAL En esta sección se presenta el diseño electrónico de cada uno de las etapas que conforman la estructura del MCI 20/10, en su modo monitor cardíaco inalámbrico para el plano frontal. Este diseño se compone de 7 etapas, que se presentan en el diagrama del Anexo A, las etapas son: transductores, procesamiento análogo, sistema de aislamiento, transmisión inalámbrica, recepción inalámbrica, interfaz con el usuario y sistema de alimentación. A continuación se exponen todos los aspectos relevantes para cada uno de los bloques funcionales que conforman las etapas nombradas anteriormente. 3.1.1 Etapa 1: Transductores. Esta etapa corresponde al circuito para la adquisición de la señal bioeléctrica del corazón. 3.1.1.1 Diseño del bloque funcional: Electrodos. El primer elemento de este sistema de captura de biopotenciales cardiacos, son los electrodos. Su función es transformar las corrientes iónicas del cuerpo humano en corrientes eléctricas. Los electrodos seleccionados para esta etapa del diseño son desechables (que ya incorporan el gel de acoplamiento y un adhesivo para sujetarlo al paciente). Hoy en día, fabricantes como Hewlett Packard y 3M, ofrecen una gran variedad de este tipo de electrodos que se caracterizan por:

41

• Son poco invasivos para el paciente. • Realiza la transformación de corrientes con pocas pérdidas.

• Son biocompatibles, no produce alteraciones en el paciente.

• Presenta rigidez mecánica.

• Tienen baja impedancia.

• El potencial de contacto es estable.

• Son estables con el tiempo, y no pierden sus propiedades.

Para monitorear la actividad cardiaca en el plano frontal, se requieren cuatro de estos electrodos, uno por cada extremidad del cuerpo. En la Tabla 3.1.1 se muestra la ubicación de cada electrodo y el nombre que se le asignó en este caso. Tabla 3.1.1. Nombre y ubicación asignado para cada electrodo

Nombre del electrodo Ubicación en el cuerpo RA’ Brazo derecho LA’ Brazo izquierdo RL’ Pie derecho LL’ Pie izquierdo

3.1.1.2 Diseño del bloque funcional: Latiguillos. Los cables utilizados en esta etapa de diseño, son latiguillos flexibles, de muy baja impedancia y trenzados como se observa en la Figura 3.1.2, lo cual evita los lazos de corriente generados por la interferencia inductiva. En el diseño se requieren cuatro latiguillos, uno por cada electrodo. Adicionalmente, a estos latiguillos, se les debe acondicionar un circuito análogo para guarda activa, con el fin de disminuir el acople capacitivo en los cables. Este circuito hace parte del bloque funcional circuito de direccionamiento a pie derecho, que se explicará más adelante.

42

Figura 3.1.1. Disposición correcta de los latiguillos

3.1.2 Etapa 2: Procesamiento análogo. Esta etapa está formada por bloques funcionales que se encargan de realizar el procesamiento análogo de la señal bioeléctrica adquirida, con el objetivo de obtener las seis derivaciones del plano frontal con buen rango dinámico y elevada relación señal ruido (SNR). Además se consideran diferentes aspectos para la seguridad del paciente. 3.1.2.1 Diseño del bloque funcional: Seguidor de tensión. Este bloque funcional, se compone de tres amplificadores operacionales seguidores de tensión, uno por cada señal obtenida de los electrodos de la Tabla 3.1.1, excepto de la señal que proviene del electrodo de pierna derecha (RL’). Estos seguidores de tensión brindan ventajas como:

• Sirven como barrera de protección para el paciente. • Permiten mantener la exactitud de la señal.

• Proporcionan alta impedancia de entrada.

• Eléctricamente, su función es mantener la tensión de salida del amplificador

operacional igual a la tensión de entrada.

43

En la Figura 3.1.2 se presenta la configuración eléctrica de los seguidores de tensión para los electrodos RA’, LA’ y LL’. Figura 3.1.2. Configuración eléctrica de tres seguidores de tensión

3.1.2.2 Diseño del bloque funcional: Terminal central de Wilson. Este bloque funcional, corresponde a un arreglo de resistencias de igual valor, cuya configuración eléctrica permite obtener tres señales equivalentes al promedio entre las tres señales adquiridas a la salida de los seguidores de tensión RA, LA y LL. A estas tres señales obtenidas, se les dará el nombre de TCW_1, TCW_2 y TCW_3 y el equivalente matemático para cada una de estas, se presenta en la Tabla 3.1.2. El cálculo de estas señales, permitirá obtener más adelante, las derivaciones aumentadas del plano frontal aVR, aVL y aVF; y se utilizarán como entrada del amplificador de instrumentación. En la Figura 3.1.4 se presenta el esquema eléctrico completo de este arreglo de resistencias y la ubicación de las señales obtenidas.

44

Tabla 3.1.2. Equivalencias de las señales obtenidas con el Terminal Central de Wilson

Figura 3.1.3. Esquema eléctrico para el Terminal Central de Wilson

3.1.2.3 Diseño del bloque funcional: Multiplexor. Este se utilizará con el objetivo de hacer uso de solo un amplificador de instrumentación en todo este diseño. Este bloque funcional, selecciona las dos señales inversora y no inversora, para este

Señales obtenidas Equivalente matemático TCW_1 2

TCW_2 2

TCW_3 2

45

amplificador para cada una de las derivaciones del plano frontal, que se presenta más adelante. En la Figura 3.1.4 se muestra el bloque funcional de un circuito integrado con dos multiplexores análogos 4 a 1. A y B son las entradas comunes de selección, las entradas de uno de los multiplexores son X0, X1, X2 y X3 y su salida es X, y para el otro multiplexor sus entradas son Y0, Y1, Y2 y Y3 y su salida es Y. Figura 3.1.4. Bloque funcional de un circuito integrado con dos multiplexores análogos

En el diseño se utilizarán dos bloques funcionales iguales al bloque funcional que se muestra en la Figura anterior. Las entradas a estos multiplexores son las señales que provienen desde las salidas de los seguidores de tensión RA, LA y LL y las señales TCW_1, TCW_2 y TCW_3 obtenidas del Terminal Central de Wilson. En el diagrama esquemático de la Figura 3.1.5 se muestra la distribución de estas entradas.

46

Figura 3.1.5. Diagrama esquemático para la distribución de las señales de entrada para los dos bloques funcionales

Con los bloques funcionales del diagrama esquemático de la Figura anterior, se obtienen las seis derivaciones del plano frontal. Se utilizará el multiplexor 1 para la obtención de las derivadas bipolares DI, DII y DIII, de acuerdo a las selecciones que se muestran en la Tabla 3.1.3. Se utilizará el multiplexor 2 para obtener las derivaciones aumentadas aVR, aVL y aVF, de acuerdo a las selecciones que se muestran en la Tabla 3.1.4. Tabla 3.1.3. Disposición de los parámetros del multiplexor 1 para la obtención de las derivadas bipolares

Derivada Bipolar

Entradas de selección

Salidas del bloque funcional

A B X1 Y1 DI 0 0 LA RA DII 0 1 LL RA DIII 1 0 LL LA N/A 1 1 GND GND

N/A: No aplica, GND: valor de tensión equivalente a la tierra del sistema.

47

Tabla 3.1.4. Disposición de los parámetros del bloque funcional para la obtención de las derivadas aumentadas

Derivada aumentada

Entradas de selección

Salidas del bloque funcional

A B X Y aVR 0 0 RA WCT_2 aVL 0 1 LA WCT_3 aVF 1 0 LL WCT_1 N/A 1 1 GND GND

N/A: No aplica, GND: valor de tensión equivalente a la tierra del sistema. 3.1.2.4 Diseño del bloque funcional: Amplificador de instrumentación. Como las señales que se están procesando, son biopotenciales de la actividad eléctrica del corazón, las amplitudes son del orden de los mV, y es necesaria una etapa de amplificación diferencial. El amplificador que se utilice para el procesamiento de estos biopotenciales debe tener las siguientes características:

• Utilizar amplificación diferencial para atenuar las señales de modo común.

• Tener elevada relación de rechazo al modo común.

• Tener impedancias de entrada muy elevadas para disminuir la interferencia diferencial debida a la red y evitar la distorsión del biopotencial.

El amplificador de instrumentación es un circuito integrado que cumple con estas características. En la Figura 3.1.6 se muestra el diagrama eléctrico para este amplificador. En este caso, la ganancia depende de la resistencia de ganancia Rg y una relación característica de cada circuito integrado. La tensión de salida de este amplificador está definida por la Ecuación (3.1.1), donde es la ganancia y es la tensión diferencial en la entrada. (3.1.1)

48

Figura 3.1.6. Diagrama eléctrico de un amplificador de instrumentación

3.1.2.5 Diseño del bloque funcional: Circuito de direccionamiento a pie derecho. Este bloque tiene como objetivo dos funciones. Una es, permitir la circulación de las corrientes de polarización del amplificador de instrumentación y otra, reducir las señales interferentes. La tensión de modo común, es la tensión que aparece a las entradas comunes del amplificador de instrumentación. Y es proporcional a la impedancia del electrodo ubicado en el pie derecho (RL). Si se disminuye esta impedancia, se disminuirá la tensión de modo común () y de esta forma serán menores las interferencias que se derivan de esta tensión. Sin embargo, esta impedancia no se puede disminuir al máximo ya que es equivalente a la impedancia de electrodo-piel y no es muy controlable. Además, entre menor sea esta impedancia, mayor será la corriente de fuga que circulará por el paciente en caso de falla. El diseño del circuito de direccionamiento a pie derecho, consiste en situar el electrodo de pie derecho a un potencial de referencia proporcional a la tensión de modo común del paciente y de signo contrario. El efecto es reducir la impedancia global del electrodo de pie derecho sin disminuir la seguridad del paciente. El diseño de este circuito se muestra en la Figura 3.1.7.

49

Figura 3.1.7. Circuito electrónico de direccionamiento a pie derecho

El amplificador operacional ubicado en la parte superior de la anterior figura, tiene configuración de seguidor de tensión, el cual toma como entrada la mitad de la tensión de modo común de las entradas diferenciales Xi y Yi del amplificador de instrumentación, y se utiliza con el objetivo de utilizarlo como tensión de referencia para el apantallamiento de los latiguillos o el sistema llamado guarda activa, con el cual se disminuye la interferencia causada por el acople de los cables llevándolos al mismo potencial del modo común. Con el amplificador operacional ubicado en la parte inferior, se completa el circuito de direccionamiento a pie derecho. Este amplificador tiene configuración como inversor, y se utiliza con dos objetivos. El primero es situar el electrodo de pie derecho a un potencial de referencia que es proporcional a la tensión de modo común del paciente y de signo contrario. El efecto es reducir la impedancia global

50

del tercer electrodo. Y el segundo es ofrecer seguridad del paciente puesto que la resistencia limita la corriente de fuga en caso de un aumento anormal de la tensión de modo común. La tensión de salida del amplificador operacional seguidor de tensión , corresponde a la mitad del . El equivalente matemático es: !"# (3.1.2) Con el amplificador operacional inversor se calculan los valores de resistencia requeridos para el diseño. El valor de la tensión # corresponde al equivalente matemático del amplificador inversor y es equivalente a: # $%#$& ' (3.1.3)

La tensión de modo común desde el electrodo de pie derecho (RL), se calcula como la suma de las diferencias de potencial por las que circula la corriente de drenaje , el equivalente matemático a esta suma de tensiones corresponde a: ' # (3.1.4) Reemplazando la Ecuación (3.1.3) en la Ecuación (3.1.4) se obtiene:

!"() *$+,$-, .%/.&

0 (3.1.5)

La Ecuación (3.1.5) determina que, la tensión de modo común del paciente se

disminuirá entre más grande sea el valor de 1 $%#$2, por este motivo se diseña el

circuito con un valor de resistencia elevado para 3 igual a 1MΩ. Los demás valores de resistencias dependerán del tipo de amplificadores operacionales y de instrumentación que se utilicen en la implementación.

51

3.1.3 Etapa 3: Sistema de aislamiento. El objetivo de diseñar un sistema de aislamiento para el MCI 20/10 es asegurar seguridad al paciente, ya que al estar en contacto con el circuito adquisidor, también hace parte del sistema y puede sufrir consecuencias perjudiciales para su salud (macrochoque) en caso de fallas en el sistema electrónico. 3.1.3.1 Diseño del bloque funcional: Amplificador de aislamiento. El mejor sistema para minimizar el riesgo en la captura de biopotenciales es el aislamiento. Un amplificador de aislamiento se compone de dos etapas que están aisladas entre sí. La etapa de entrada debe tener fuente de alimentación y referencia individual y diferente a la fuente de alimentación y referencia de la etapa de salida. En la Figura 3.1.8 se muestra el diagrama esquemático de un circuito para aislamiento eléctrico utilizando este amplificador. Figura 3.1.8. Diagrama esquemático de un circuito para aislamiento eléctrico

3.1.4 Etapa 4: Transmisión inalámbrica. Esta etapa está formada por dos partes. La primera, corresponde al circuito de señal mixta PSoC y la segunda al modulo de transmisión inalámbrica Artaflex.

3.1.4.1 Circuito de señal mixta PSoC. Con los circuitos de señal mixta PSoC, se diseñan etapas análogas y digitales con el objetivo de mejorar la señal obtenida de la etapa de procesamiento análogo y convertirla en una señal digital el cálculo de la frecuencia cardiaca y la transmisión inalámbrica a un computador. Los módulos

52

de usuario del circuito de señal mixta PSoC utilizados para satisfacer dicho objetivo son:

o Diseño del bloque funcional: Amplificador de Ganancia Programable (AGP). Se

utiliza el módulo de usuario PGA de PSoC Designer, al cual se le asigna el nombre AGP. Este implementa un amplificador operacional no inversor con ganancia programable, tiene características como: alta impedancia de entrada, gran ancho de banda y valor de referencia seleccionable. Este AGP consiste esencialmente en un amplificador operacional con un banco de resistencias de realimentación conectadas a través de un multiplexor análogo. La señal de entrada en este caso, se obtiene a la salida del amplificador de aislamiento de la etapa anterior. La ganancia del AGP es establecida por software.

o Diseño del bloque funcional: Filtro pasa bajo (FPB). Es necesario realizar una

etapa de filtrado para eliminar las altas frecuencias debido a que la señal bioeléctrica del corazón generalmente se encuentra por debajo de los 150 Hz. En este caso, para realizar el filtrado se utilizarán dos módulos de usuario LPF2 de PSoC Designer, a los cuales se les asigna el nombre FPB2_1 y FPB2_2. La conexión en cascada de estos dos módulos, forma un filtro pasa bajo de cuarto orden. Estos módulos consisten en un arreglo de capacitores, interruptores (circuitos SC) y AGPs. La frecuencia de corte y el coeficiente de amortiguamiento de cada FPB se definen en función de los valores de los capacitores y frecuencia de reloj. Para calcular estos valores se utilizará la herramienta Filter Design de PSoC Designer, a partir de la frecuencia de corte, ganancia, frecuencia de muestreo y arquitectura del filtro deseado.

En este caso, se establece la frecuencia de corte en 100 Hz, la frecuencia de muestreo de 10000 Hz, el tipo de filtro Butterworth y ganancia unitaria. Los resultados obtenidos se muestran en la Tabla 3.1.5. Los valores de la columna divisor n son un factor que divide la señal de reloj principal del circuito PSoC (456789 24;<=) y determina la frecuencia de reloj a la cual debe trabajar cada modulo de usuario implementado, en este caso 2,6 KHz.

Debido a restricciones en los recursos globales del circuito PSoC, se utilizará un módulo de usuario Timer 16 de PSoC Designer para generar esta señal de reloj.

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Tabla 3.1.5. Valores de configuración obtenidos para el FPB de cuarto orden

o Diseño del bloque funcional: Conversor análogo – digital (CAD). Se utilizará el

modulo de usuario ADCINC12 de PSoC Designer para digitalizar la señal análoga de la salida del FPB, con el fin de prepararla para su transmisión. Este modulo de usuario implementa un conversor análogo digital incremental de 12 bits, con un rango de conteo de + 2047 a – 2048. El valor calculado en la conversión es un valor ideal y lo más probable es que difiera por el ruido interferente o tensiones de compensación (offset) del chip.

o Diseño del bloque funcional: Detector complejo QRS. Continuando con el procesamiento análogo de la señal que entrega el bloque funcional Filtro Pasa Bajo (FPB), antes descrito, es necesario detectar el complejo QRS con el propósito de medir su periodicidad o intervalo R-R y así calcular el número de latidos por minuto (LPM). En este caso, se detectará la ocurrencia de este complejo utilizando circuitos comparadores. Entonces, se definirá un valor de tensión de referencia a partir del cual se interpreta que la señal ECG ha iniciado la despolarización ventricular. En la Figura 3.1.9 se muestra un diagrama de bloques donde se representa esta situación. Además, el circuito comparador debe generar una señal digital (interrupción), cuando la detección del complejo QRS suceda. Esto con el fin de controlar los circuitos encargados de calcular los LPM.

Filtro Polo C1 C2 C3 C4 CA CB Divisor n FPB_1 Bajo 1 1 3 31 32 32 600 FPB_2 Alto 2 2 2 26 32 32 600

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Figura 3.1.9. Respuesta del bloque funcional detector QRS a una señal de entrada ECG

o Diseño del bloque funcional: Contador. Continuando con el propósito de

calcular los LPM, es necesario medir el tiempo transcurrido entre complejos R o el tiempo que en la Figura 3.1.9 se muestra como intervalo R-R. En este caso, se utilizará un circuito contador cuyo registro almacene el tiempo transcurrido durante el intervalo R-R. Entonces, a partir de la detección de un complejo QRS el contador iniciará su registro hasta que el siguiente complejo QRS sea detectado. Los valores registrados para cada intervalo R-R serán almacenados en la memoria interna del PSoC para su posterior procesamiento. Detalles de este diseño y su funcionamiento se dan en el siguiente capítulo.

o Bloque funcional: Micro procesador (µP). Este bloque funcional representa la unidad central de procesamiento del circuito de señal mixta PSoC, en la cual se ejecutan todos los procesos e instrucciones software que requieren los módulos de usuario a implementar y funciones del sistema MCI 20/10.

o Diseño del bloque funcional: Modulo SPIM. Este bloque funcional lo conforma un modulo de usuario SPIM de PSoC Designer, el cual configurará al circuito de señal mixta PSoC como un dispositivo maestro para comunicación SPI (Serial Peripheral Interface). Este modulo es controlado por medio de software, permite realizar transferencia de datos sincrónica de 8 bits, controlar uno o más

Detector QRS

(Comparador)

Señal salida Señal entrada

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dispositivos esclavos utilizando señales de selección y control de flujo por interrupción. En este caso, la señal de entrada al módulo SPIM es la señal digitalizada por el CAD, que será transmitida al módulo Artaflex que se expone más adelante. La comunicación entre circuito de señal mixta PSoC y el modulo Artaflex se realiza entonces, utilizando el protocolo SPI. El funcionamiento de este protocolo lo determinan la entrada al circuito de señal mixta PSoC MISO (Master-In-Slave-Out), su salida MOSI (Master-Out- Slave-In) y la señal de reloj SCLK. El hardware del modulo SPIM transmite los datos desde el maestro a través de la señal MOSI y al mismo tiempo recibe los datos del esclavo a través de la señal MISO. La señal de reloj para la transmisión y la recepción, es generada por este modulo. En la siguiente Figura se muestra el diagrama de bloques de las entradas y salidas para esta comunicación SPI:

Figura 3.1.10. Diagrama de bloques de entradas y salidas para la comunicación SPI entre el circuito PSoC y el modulo Artaflex

3.1.4.2 Diseño del bloque funcional: Modulo Artaflex. Este bloque funcional representa un módulo Artaflex inalámbrico que envía la señal digitalizada a un módulo receptor del mismo tipo. Estos módulos, se comunican bajo protocolo propietario Cypress semiconductor en la banda de frecuencia ISM (Industrial Scientific and Medical) 2,4 @<=. Estos módulos están certificados por la FCC (Federal Comunications Comission), EC (European Comission), ETSI (European Telecommunications Standards Institute) y la agencia certificadora de industria canadiense. 3.1.5 Etapa 5: Recepción inalámbrica. Esta etapa de recepción inalámbrica se divide en 2 bloques. El primero corresponde a un módulo Artaflex para recepción inalámbrica de datos y el segundo a un circuito de señal mixta PSoC para el envió de estos a un computador.

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3.1.5.1 Diseño del bloque funcional: Modulo Artaflex. En este caso, nuevamente, se utilizará un módulo Artaflex, pero se configurará como receptor. Los datos recibidos serán enviados a un circuito de señal mixta PSoC utilizando protocolo de comunicación SPI. 3.1.5.2 Circuito de señal mixta PSoC. Con este circuito de señal mixta PSoC, se diseñan las etapas de: recepción de los datos desde el módulo Artaflex y la transmisión de estos a un computador utilizando comunicación serial RS 232. Para esto se diseñaron los siguientes bloques funcionales. o Diseño del bloque funcional: Modulo SPIM. Nuevamente se establece una

comunicación SPI maestro - esclavo entre el circuito de señal mixta PSoC y el módulo Artaflex, respectivamente. En este caso, los datos son transmitidos hacia el circuito de señal mixta PSoC, ubicado en la etapa de recepción.

o Diseño del bloque funcional: Modulo TX8. Este bloque funcional se encarga de transmitir los datos a un computador utilizando el protocolo RS 232 de comunicación digital serial. En este caso, para esta transmisión se utiliza el módulo de usuario TX 8 de PSoC Designer.

o Diseño del bloque funcional: Generador de tasa de baudios. La tasa de

transmisión para la comunicación serial será generada por la fuente de reloj VC3 de los recursos globales del sistema PSoC y es configurada por software.

3.1.6 Etapa 6: Interfaz con el Usuario. Esta etapa permitirá que el usuario controle el funcionamiento del MCI 20/10 como monitor cardíaco inalámbrico para el plano frontal seleccionando la derivación deseada. En esta etapa se utilizarán 2 pulsadores, una pantalla LCD (Liquid Crystal Display) y un computador (PC). Cada pulsador tendrá la siguiente función:

• Pulsador 1: Seleccionar la derivada que se desea registrar y procesar

• Pulsador 2: Aceptar que la derivación seleccionada es la deseada. En la pantalla LCD se visualizarán los mensajes que el usuario requiere como menú de navegación, mostrando el proceso de la configuración y los diferentes

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nombres que reciben las seis derivaciones del plano frontal para la selección y mostrando de forma continua el valor de la frecuencia cardiaca cuando se seleccione la derivación DII. Se utilizará una interfaz grafica en un computador para el registro gráfico de la derivación seleccionada. Este registro se realizará en tiempo real utilizando comunicación serial RS 232, entre el circuito de señal mixta PSoC y el computador. El diagrama de bloques de la Figura 3.1.11, representa de forma grafica cada una de las etapas que conforman el diseño del sistema MCI 20/10 como monitor cardíaco inalámbrico.

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Figura 3.1.11. Diagrama de bloques del sistema MCI 20/10 como monitor cardíaco inalámbrico para el plano frontal

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3.2. DISEÑO DEL SISTEMA MCI 20/10 COMO GENERADOR DE SEÑALES DE PRUEBA PARA ECG Continuando con el capítulo de diseño, en esta sección se presenta el diseño del MCI 20/10 como generador de señales de prueba para ECG. Se utilizará el circuito de señal mixta PSoC de la Etapa 4: Transmisión inalámbrica, descrito en el diseño del sistema MCI 20/10 como monitor cardiaco, aprovechando las características del circuito PSoC como sistema reconfigurable y que permite el diseño de múltiples funciones. Este diseño se compone de 3 etapas, que se presentan en el diagrama de la Figura 3.2.1, las etapas son: interfaz con el usuario, circuito de señal mixta PSoC y sistema de alimentación. A continuación se exponen todos los aspectos relevantes para cada uno de los bloques funcionales que conforman las etapas nombradas anteriormente. Figura 3.2.1. Etapas de diseño del sistema MCI 20/10 como generador de señales de prueba para ECG

3.2.1 Etapa 1: Circuito de señal mixta PSoC. El circuito de señal mixta genera la señal análoga de acuerdo a la configuración definida por el usuario. En este caso, los valores digitales para cada señal están almacenados en tablas (LUT),

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en la memoria del PSoC. Utilizando un conversor digital análogo es generada entonces la señal análoga. A continuación se describen los bloques funcionales para este proceso. 3.2.2.1 Diseño del Bloque Funcional: Temporizador. En este caso, se utilizará el módulo de usuario Timer16 de PSoC Designer, un temporizador descendente con periodo programable, que opera de manera continua hasta que alcanza el valor del periodo introducido. Este controlará la frecuencia de lectura de los datos de las tablas o LUTs.

3.2.2.2 Diseño del Bloque Funcional: Micro procesador (µP). Este bloque funcional representa la unidad central de procesamiento del circuito de señal mixta PSoC, en la cual se ejecutan todos los procesos e instrucciones software que requieren los módulos de usuario a implementar y funciones del sistema MCI 20/10. 3.2.2.3 Diseño del Bloque Funcional: Conversor Digital – Análogo (CDA). Se utilizará el modulo de usuario DAC8 de PSoC Designer para convertir los datos de las tablas o LUTs en las señales análogas deseadas. Este modulo de usuario acepta hasta un máximo de 125 K muestras por segundo, utiliza 2 bloques analógicos SC de PSoC Designer y compensa el offset de la señal para minimizar el error. Para generar cada señal deseada se crean cuatro tablas o LUTs de 128 datos, una para cada señal (seno, triangular, cuadrada ó QRS), los cuales serán la información digital que convertirá el DAC8 en una señal análoga. Los datos tomarán valores entre 0 y 255 correspondiendo a 0V y 3.3V respectivamente, en la siguiente Figura se muestra gráficamente la relación entre datos y valor de tensión análoga.

61

Figura 3.2.2. Relación entre los 128 datos digitales y la tensión análoga adquirida en la conversión digital – análoga para obtener la señal QRS

3.2.2 Etapa 2: Interfaz con el Usuario. Esta etapa permitirá que el usuario controle el funcionamiento del MCI 20/10 como generador de señales de prueba, seleccionando el tipo de onda y frecuencia para la señal deseada. En esta etapa se utilizarán tres pulsadores y una pantalla LCD (Liquid Crystal Display). Cada pulsador tendrá la siguiente función:

• Pulsador 1: Seleccionar el tipo de onda a generar (Seno, triangular, cuadrada ó QRS).

• Pulsador 2: Seleccionar la frecuencia deseada (30 latidos/min, 60

latidos/min, 120 latidos/min, 150 Hz ó 250 Hz)

• Pulsador 3: Iniciar o terminar la configuración de la señal a generar. En la pantalla LCD se visualizarán los mensajes que el usuario requiere como menú de navegación, se visualizará el proceso de la configuración y los tipos de onda y frecuencias.

62

El diagrama de bloques de la Figura 3.2.3, representa de forma grafica cada una de las etapas que conforman el diseño del sistema MCI 20/10 como generador de señales de prueba para ECG. Figura 3.2.3. Diagrama de bloques del sistema MCI 20/10 como generador de señales de prueba par ECG

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CAPITULO 4. IMPLEMENTACIÓN DEL SISTEMA MCI 20/10 En este capítulo, se presentan los componentes seleccionados para la implementación del sistema MCI 20/10. La implementación del diseño presentado en el capitulo anterior y sus respectivos bloques funcionales, requiere el uso de componentes eléctricos y electrónicos. La selección de los componentes dependió de factores como consumo de energía, las especificaciones eléctricas y el desempeño funcional de estos. Además, los componentes seleccionados para la implementación deben asegurar que el sistema MCI 20/10 cumpla con características como: transportabilidad, bajo consumo de potencia, versatilidad, confiabilidad, seguridad eléctrica, bajo costo y buen desempeño. Este capítulo se divide en dos partes, en la primera se presentan todos los aspectos que corresponden a la implementación del sistema MCI 20/10 como monitor cardiaco inalámbrico para el plano frontal y en la segunda se presentan todo los aspectos correspondientes a la implementación del MCI 20/10 como generador de señales de prueba para electrocardiógrafos. 4.1. IMPLEMENTACION DEL SISTEMA MCI 20/10 COMO MONI TOR CARDÍACO INALÁMBRICO PARA EL PLANO FRONTAL En esta sección se presenta la implementación del diseño para el sistema MCI 20/10 como monitor cardíaco inalámbrico para el plano frontal que se presentó en la Figura 3.1.11. Se mostrarán los componentes eléctricos y electrónicos seleccionados y los resultados parciales obtenidos en el transcurso de la implementación. Para las etapas que conforman el procesamiento análogo de la señal bioeléctrica se utiliza fuente de alimentación dual de ±5V y en las etapas que conforman el sistema de procesamiento digital y los módulos Artaflex para transmisión y recepción inalámbrica de la señal bioeléctrica se usa fuente de alimentación dual de ±3,3V. 4.1.1 Etapa 1: Transductores 4.1.1.1 Implementación del bloque funcional: Electrodos. Para la captura del biopotencial eléctrico del corazón, se usan electrodos desechables Ag/AgCl (plata /cloruro de plata) del fabricante 3M y de referencia Red DotTM. Este tipo de electrodos cuidan la piel del paciente, proveen un trazo de ECG inmejorable y

tienen adhesión por más tiempo.electrodos.

Figura 4.1.1 . Electrodos 3M Red

Fuente: 3M. Electrodos 3M Red

4.1.1.2 Implementación del bloque funcional: Latiguilloslatiguillos con terminales de conexión como los que se muestran en la 4.1.2. Cada cable latiguillo se compone de dos caseñal bioeléctrica y el otro se señal. Figura 4.1.2. Latiguillos marca

Fuente: SIEMENSDisponible en Internet:

64

n por más tiempo. En la siguiente Figura se muestran

Electrodos 3M Red DotTM

Electrodos 3M Red DotTM [En línea]. [consultado 5 de Julio de 2010].Disponible en Internet: http://www.3m.com

Implementación del bloque funcional: Latiguilloslatiguillos con terminales de conexión como los que se muestran en la

latiguillo se compone de dos canales, uno de estos conduce la señal bioeléctrica y el otro se utiliza como apantallamiento

Latiguillos marca Siemens

SIEMENS. Latiguillos ECG [En línea]. [consultado 5 de Julio de 2010].

Disponible en Internet: http://www.cablesysensores

igura se muestran estos

[consultado 5 de Julio de 2010]. .com

Implementación del bloque funcional: Latiguillos. Se usan cables, latiguillos con terminales de conexión como los que se muestran en la Figura

, uno de estos conduce la utiliza como apantallamiento o blindaje de esta

[consultado 5 de Julio de 2010]. cablesysensores.com

65

4.1.2 Etapa 2: Procesamiento análogo 4.1.2.1 Implementación del bloque funcional: Seguidor de tensión. Se selecciona el circuito integrado LM324 National Semiconductor. Este integrado contiene cuatro amplificadores operacionales independientes que funcionan con una única fuente de alimentación. Para cada electrodo (RA’, LA’ y LL’), se utiliza un amplificador operacional con fuente de alimentación de ±5V. En la siguiente Figura se muestra el diagrama eléctrico de este integrado. Figura 4.1.3. Diagrama eléctrico del circuito integrado LM 324

Fuente: NATIONAL SEMICONDUCTOR. Hoja de datos del circuito integrado LM 324. 2000. 1 p.

4.1.2.2 Implementación del bloque funcional: Terminal Central de Wilson. Para implementar este arreglo de resistencias de igual valor (Figura 3.1.4), se usan resistencias de precisión de 10 KΩ, ya que poseen características como elevada estabilidad y presentan una despreciable tensión de ruido. 4.1.2.3 Implementación del bloque funcional: Multiplexor. Se selecciona el circuito integrado UTC 4052 de Unisonic Technologies Co, Ltd. Este integrado posee dos multiplexores análogos de cuatro canales. En la Figura 4.1.4 se presenta el diagrama eléctrico para este circuito integrado.

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Figura 4.1.4. Diagrama eléctrico circuito integrado UTC 4052

Fuente: UNISONIC TECHNOLOGIES CO, LTD. Hoja de datos del circuito integrado UTC 4052. 2 p.

La fuente de alimentación en este UTC 4052, es AA 5 . Además, el desempeño de este integrado, depende del valor de los terminales CC y DD. CC: Tensión de referencia para las entradas de control. DD: Tensión de referencia para las entradas y salidas análogas. Según la hoja de datos de este integrado DD E CC. En este caso, los valores de tensión en estos terminales se presentan en la Tabla 4.1.1.

Tabla 4.1.1. Valores de tensión para los terminales del multiplexor

Terminal Tensión (Volts) AA +5 V DD -5 V CC 0 V (GND)

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En este caso, las tres líneas de control INH, A y B, son manejadas y controladas por el circuito de señal mixta PSoC, dependiendo de la derivación que el usuario haya configurado. 4.1.2.4 Implementación del bloque funcional: Amplificador de instrumentación. En la implementación de este bloque funcional se usa el circuito integrado INA 128 de Burr-Brown products. Este circuito integrado es un amplificador de instrumentación de propósito general y de baja potencia que ofrece alta precisión. La ganancia de este amplificador de instrumentación @ es calculada según la Ecuación (4.1.1) obtenida de su hoja de datos: @ 1 FGHI

$J (4.1.1)

Donde Kes la resistencia de ganancia que obtiene un valor específico para una ganancia deseada del circuito. En este caso, como las señales bioeléctricas del corazón son señales que tienen una tensión máxima de 1 mV, en condiciones normales, se establece un valor de ganancia G igual a 1000, con el fin de esperar a la salida del amplificador de instrumentación 1 V por 1 mV. Entonces, para que la ganancia de esta etapa del sistema sea 1000, entonces Rg = 50 Ω de acuerdo a la Ecuación (4.1.1). En la Figura 4.1.5 se presenta el diagrama eléctrico para este circuito integrado. Figura 4.1.5. Diagrama eléctrico circuito integrado INA 128

Fuente: BURR-BROWN. Hoja de datos del circuito integrado INA 128. Estados

Unidos: 1996. 1 p.

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4.1.2.5 Implementación del bloque funcional: Circuito de direccionamiento a pie derecho con realimentación activa. Se utiliza un circuito integrado LM 324 de National Semiconductor para implementar el circuito diseñado en el Capitulo 3 sección 3.1.2.5. El desempeño funcional de esta implementación depende de la cantidad de interferencia que se asocia a la señal bioeléctrica adquirida. El buen desempeño de este circuito, permite que a la salida del amplificador de instrumentación exista una elevada relación señal - ruido interferente. 4.1.3 Etapa 3: Sistema de aislamiento 4.1.3.1 Implementación del bloque funcional: Amplificador de aislamiento. Se utiliza el circuito integrado ISO124 de Burr-Brown. Este es un amplificador de aislamiento de precisión y bajo costo, tiene una tensión nominal de ruptura hasta de 1500V, requiere dos fuentes de alimentación diferentes y aisladas, funciona con modulación digital, la señal es transmitida digitalmente a través de una barrera capacitiva diferencial de 2pF. En la Figura 4.1.6 se muestra el diagrama esquemático utilizado para la implementación de este bloque funcional. Figura 4.1.6. Diagrama eléctrico circuito integrado ISO 124

Fuente: BURR-BROWN. Hoja de datos del circuito integrado ISO 124. Estados

Unidos: 1997. 1 p.

69

En este caso, en las pruebas de laboratorio se utilizaron dos fuentes de alimentación, polarizando los terminales del amplificador de aislamiento a los valores de tensión que se muestra en la Tabla 4.1.2: Tabla 4.1.2. Valores de tensión para los terminales del ISO 124

Terminal Tensión (Volts)

Fuente 1 C +12 V C -12 V

Fuente 2 C# +12 V C# -12 V

Para comprobar el buen desempeño de este integrado, se utiliza como señal de prueba las derivaciones DI, DII y DIII obtenidas a la salida del amplificador de instrumentación. Entonces, se verifica que a la salida del amplificador de aislamiento se obtenga la señal de entrada sin ningún cambio (forma de onda y amplitud). En la Figura 4.1.7, se presentan los resultados experimentales de las pruebas realizadas a este bloque funcional.

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Figura 4.1.7. Resultados experimentales de la prueba de funcionamiento del circuito integrado ISO 124. a) DI, b) DII, c) DIII.

a)

b)

c)

4.1.4 Etapa 4: Transmisión inalámbrica.

4.1.4.1 Circuito de señal mixta PSoC. Cypress Microsystems Inc, ofrece gran variedad de circuitos de señal mixta PSoC, las características más relevantes entre estos son: el numero de pines, la cantidad de puertos que se pueden usar y la cantidad de bloques digitales y análogos que lo conforman; dependiendo de las características que tenga el circuito de señal mixta PSoC y su capacidad de memoria interna, estos se clasifican en gama baja, gama media y gama alta.

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El circuito de señal mixta PSoC que se requiere para la implementación en esta etapa debe tener un número de bloques análogos y digitales suficientes, para realizar el procesamiento y transmisión inalámbrica que requiere la señal bioeléctrica obtenida a la salida del amplificador de aislamiento. En este caso, se utiliza el circuito PSoC CY8C27443 – 24 PVXI de Cypress Microsystems de 24 pines, el cual está conformado por 8 bloques digitales, 12 bloques análogos y 3 puertos entradas / salidas (E/S). Este circuito de señal mixta PSoC está configurado para implementar los siguientes bloques funcionales:

o Implementación del bloque funcional: AGP, Amplificador de Ganancia

Programable. Se utiliza el módulo de usuario (Mu) PGA de PSoC Designer, al cual se le asigna el nombre AGP. Los valores de los parámetros de configuración de este AGP se presentan en la siguiente Tabla :

Tabla 4.1.3. Valores de los parámetros relevantes para el bloque funcional AGP

Parámetro Valor Ganancia 2 Entrada P0.1

Referencia Vss Bus análogo Deshabilitado

o Implementación del bloque funcional: Filtro pasa bajo. Se utiliza dos módulos de

usuario LPF2 de PSoC Designer, los cuales tienen como nombre FPB2_1 y FPB2_2, con estos se forma un filtro pasa bajo de cuarto orden (conectándolos en cascada). Los parámetros de configuración de estos FPB son:

Tabla 4.1.4. Valores de los parámetros relevantes para los bloques funcionales FPB2_1 y FPB2_2

Parámetro Valor FPB2_1 Valor FPB2_2

C1 1 2 C2 1 2 C3 3 2 C4 31 26 CA 32 32 CB 32 32

Entrada AGP FPB2_1 Bus análogo Deshabilitado P0.5

Bus comparador Deshabilitado Deshabilitado Polaridad No invertida No invertida

Reloj Timer 16 Timer 16

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o Implementación del bloque funcional: CAD Conversor Análogo - Digital.

Se implementa con un modulo de usuario ADCINC12, de PSoC Designer. Este modulo de usuario lo conforman tres bloques, un bloque análogo y dos digitales, estos últimos son un contador de 8 bits y un temporizador de 8 bits. En este caso, la señal a digitalizar proviene de la salida del anterior filtro. La velocidad de conversión se medio experimentalmente en el laboratorio y fue de 42 ms. Los parámetros de configuración de este bloque funcional son: Tabla 4.1.5. Valores de los parámetros relevantes para el bloque funcional CAD

Parámetro Valor Reloj del temporizador VC1

Reloj del contador VC1 Entrada FPB2_2

Fase del reloj Normal

o Implementación del bloque funcional: Detector complejo QRS. De acuerdo con

los requerimientos del diseño que en el capítulo anterior se describieron para este bloque funcional se implementó este detector utilizando el módulo de usuario CMPPRG (Comparator Programmable) como circuito comparador. Sin embargo, las pruebas experimentales mostraron que debido a la naturaleza de la señal ECG (ruido y movimiento lento), se presentaban falsas detecciones del complejo QRS y por lo tanto cálculos errados de los latidos/min. Entonces, en este caso, para este bloque funcional se implementó un detector con histéresis y valores de tensión de referencia independiente. Un valor de referencia alto (Vref_a), para transiciones de bajo a alto y un valor de referencia bajo (Vref_b), para transiciones de alto a bajo. Este par de valores de referencia definen el valor de histéresis de acuerdo a la Ecuación (4.1.2). Vhistéresis = Vref_a - Vref_b (4.1.2) Sí el valor de histéresis es mayor que el ruido presente en la entrada de este bloque funcional, entonces son evitadas las falsas detecciones del complejo QRS. En la Figura 4.1.8 se muestra el diagrama esquemático del comparador implementado. En esta Figura, la señal de salida corresponde a una señal de interrupción que inicia o detiene el funcionamiento del contador encargado de

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registrar los intervalos R-R. Esta técnica de detección del complejo QRS es válida para las señales ECG derivadas DI y DII, dada la morfología de la señal. Figura 4.1.8. Respuesta del bloque funcional detector QRS a una señal de entrada ECG

o Implementación del bloque funcional: Contador. En este caso se utilizó un módulo de usuario Counter16, que implementa un contador de 16 bits. En la Tabla 4.1.6 se presentan los valores de configuración para este módulo. El funcionamiento de este bloque depende de la señal de interrupción que el bloque detector QRS genera, de tal manera que el valor de su registro luego es utilizado por el procesador el PSoC para el cálculo de los LPM. Tabla 4.1.6. Valores de los parámetros para el contador de 16 bits

Parámetro Valor Reloj 1 KHz

Periodo 65535 Valor comparación 32000

Tipo de comparación Menor o igual Tipo de interrupción Fin de cuenta

o Implementación del bloque funcional: Modulo SPI. Se implementa el modulo de usuario SPIM de PSoC Designer que trabaja como un dispositivo maestro utilizando protocolo de comunicación SPI (Serial Peripheral Interface) con el módulo Artaflex. Los parámetros de configuración de estos SPIM se presentan en la siguiente Tabla:

Vref_b

Comparador

1

Comparador

2

Vref_a

Señal

Señal salida

Detector QRS

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Tabla 4.1.7. Valores de los parámetros relevantes para el bloque funcional módulo SPI de transmisión

Parámetro Valor Reloj VC1 MISO P1.0 MOSI P1.2 SCK P1.3

Modo de interrupción Registro Tx vacio Sincronismo del reloj Sincrónico con Sysclock

MISO invertido Normal

4.1.4.2 Implementación del bloque funcional: Modulo Artaflex. Dentro de los módulos de radiofrecuencia que ofrece Artaflex, se selecciona el modulo de transmisión inalámbrica con referencia AWP24S, el cual trabaja en la banda de frecuencia ISM de 2,4 GHz. En la Figura 4.1.9 se presenta la apariencia física de este módulo y en la Figura 4.1.10 se muestra el diagrama esquemático de su conexión con el circuito PSoC. Figura 4.1.9. Apariencia física del modulo de radio Artaflex AWP24S para transmisión, visto desde arriba

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Figura 4.1.10 Diagrama de bloques y pines del modulo de radio Artaflex AWP24S.

4.1.5 Etapa 5: Recepción inalámbrica. 4.1.5.1 Implementación del bloque funcional: Modulo Artaflex. Para la recepción de la información enviada por la etapa de transmisión inalámbrica antes implementada, se utiliza un módulo Artaflex AWP24S. En este caso, este módulo es conectado a un circuito PSoC CY8C27443 – PVXi como se muestra en la Figura 4.1.10, para que esta información se visualice en un computador. Figura 4.1.11. Conexión entre el módulo Artaflex, el circuito PSoC y el computador utilizando protocolo RS 232 con el circuito integrado MAX 232

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4.1.5.2 Circuito de señal mixta PSoC. Este circuito PSoC requiere menos bloque análogos y digitales que el utilizado en la etapa de transmisión inalámbrica. En este caso, se utiliza un circuito PSoC de gama media CY8C27443 – 24 PVXI de Cypress Microsystems de 24 pines, con 8 bloques digitales, 12 bloques análogos y 3 puertos E/S. Este PSoC es configurado para implementar los siguientes bloques funcionales:

o Implementación del bloque funcional: Modulo SPI. Se implementa el modulo de usuario SPIM de PSoC Designer que trabaja como un dispositivo maestro utilizando protocolo de comunicación SPI (Serial Peripheral Interface). Los parámetros de configuración de este Mu SPIM se presentan en la siguiente Tabla:

Tabla 4.1.8 Valores de los parámetros relevantes para el bloque funcional módulo SPI de recepción

Parámetro Valor Reloj VC1 MISO P0.0 MOSI P0.5 SCK P0.4

Modo de interrupción Registro Tx vacio Sincronismo del reloj Asíncrono

MISO invertido Normal

o Implementación del bloque funcional: Modulo TX8. Se implementa el módulo de usuario TX8 de PSoC Designer, el cual se encarga de transmitir datos con un bus de transmisión de 8 bits, de forma compatible con el protocolo RS-232. El hardware externo al PSoC requerido para esta comunicación es un circuito integrado MAX 232. Su conexión se mostró en la Figura 4.1.11.

4.2. IMPLEMENTACIÓN DEL SISTEMA MCI 20/10 COMO GENE RADOR DE SEÑALES DE PRUEBA PARA ECG En esta sección se presenta la implementación del diseño para el sistema MCI 20/10 como generador de señales de prueba para electrocardiógrafos. Se mostrarán los componentes eléctricos y electrónicos seleccionados y los resultados parciales obtenidos en el transcurso de la implementación.

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Se utiliza una fuente de alimentación dual de ±3,3V para todo el sistema. 4.2.1 Etapa 1: Circuito de señal mixta PSoC . Esta implementación se realiza con el circuito de señal mixta utilizado en la implementación de la etapa de transmisión inalámbrica del sistema MCI 20/10 como monitor cardíaco, lo anterior utilizando las múltiples configuraciones que permite este circuito PSoC. Se utiliza el circuito PSoC CY8C29466 – 24 PVXI de Cypress Microsystems. 4.2.1.1 Implementación del Bloque Funcional: Temporizador. En este caso, se implementa el Timer_16 de PSoC Designer. Este temporizador determina el valor de la frecuencia de la señal generada, para esto se utiliza el parámetro Valor de periodo del temporizador. Los valores para el Valor de periodo se calculan con la siguiente Ecuación (4.2.1) obtenida de la hoja de datos del Timer_16. L( $MNOP ' 1 Q (4.2.1) El L( corresponde al inverso del valor de frecuencia deseado. El $MNOP corresponde al valor del periodo de la señal de reloj que controla al modulo de usuario Timer_16. En este caso, tiene un valor igual a 1 ms. En la siguiente tabla se muestran los valores del Periodo valor para cada valor de frecuencia deseado. Tabla 4.2.1. Valor para el parámetro Q de los diferentes valores de frecuencia deseados

Valor deseado de frecuencia Valor parámetro RSTUVWXYZ[S 30 latidos/min 15686 60 latidos/min 7842 120 latidos/min 3920

60 Hz 128 150Hz 51 250 Hz 30

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4.2.1.2 Implementación del Bloque Funcional: CDA, Conversor Digital – Análogo. En este caso, se utiliza el modulo de usuario DAC8 de PSoC Designer, el cual convierte la información digital a analógica, acepta hasta un máximo de 125000 muestras por segundo. Utiliza dos bloques analógicos de circuitos conmutados (SC), estos bloques se llaman LSB (bit menos significativo) y MSB (bit más significativo) y compensa el offset de la señal para minimizar el error. Al utilizar este modulo de usuario se requiere configurar los siguientes parámetros: Tabla 4.2.2. Valores de los parámetros relevantes para el bloque funcional CDA

Parámetro Valor Bus análogo P0.3 Fase del reloj Normal

Formato de datos Offset binario

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CAPITULO 5. RESULTADOS En este capítulo se muestran los resultados obtenidos al realizar la implementación del sistema MCI 20/10 en sus múltiples configuraciones. Este capítulo se divide en dos partes, en la primera se muestran los resultados de la implementación del sistema MCI 20/10 en configuración como monitor cardíaco inalámbrico para el plano frontal y en la segunda en configuración como generador de señales de prueba para electrocardiógrafos. 5.1 RESULTADOS DEL SISTEMA MCI 20/10 COMO MONITOR C ARDÍACO INALÁMBRICO PARA EL PLANO FRONTAL 5.1.1 Interfaz gráfica. El software Labview es una herramienta gráfica que utiliza lenguaje G o lenguaje grafico de programación, fue creado por National Instruments y es utilizada en control, automatización, comunicaciones entre otras. Los resultados obtenidos al implementar el sistema como monitor cardíaco inalámbrico, se visualizan en una interfaz gráfica en un computador. Se utilizó como herramienta de software, el programa Labview para diseñar la interfaz gráfica que se muestra en la Figura 5.1. Figura 5.1. Interfaz gráfica diseñada utilizando Labview

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Para realizar el diseño de la interfaz en Labview se utiliza la ventana de diagrama de bloques (block diagram window), en la cual se selecciona los bloques de funciones requeridos desde la paleta de funciones (functions palete) y se editan de acuerdo a las necesidades funcionales deseadas. En el Anexo A se muestra el esquema de diagrama de bloques para obtener la interfaz gráfica. La interfaz grafica permite visualizar los datos adquiridos por comunicación RS 232, desde el circuito de señal mixta PSoC de recepción inalámbrica. Utilizando una graficadora 2D, un botón de parada y un selector de puerto de comunicación serial. La graficadora 2D muestra el registro de la señal cardiaca en el tiempo, siendo el eje vertical la amplitud de esta señal y el eje horizontal el tiempo. El botón de parada se utiliza para detener el registro de la señal cardiaca ya que este inicia automáticamente al ejecutar la interfaz grafica. El selector de puerto de comunicación serial, permite escoger el puerto específico en el cual se conecta el cable serial en el momento de registro, ya que la cantidad de puertos depende del computador en el cual se ejecute la interfaz. Para comprobar el buen funcionamiento de la transmisión y recepción inalámbrica, de la comunicación serial y de la interfaz grafica diseñada se utiliza como señal de prueba al sistema transmisor inalámbrico, cuatro señales generadas con un circuito de señal mixta PSoC, estas señales son recibidas por el sistema de recepción inalámbrica y transmitida a un computador por medio de comunicación serial a una velocidad de 9600 baudios. En la siguiente Figura se muestra el registro en la interfaz gráfica de las cuatro señales generadas.

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Figura 5.2. Registro en el tiempo de las cuatro señales generadas en la interfaz grafica diseñada en Labview. a) Seno, b) Cuadrada, c) Triangular y d) QRS

a)

b)

c)

d)

Al obtener los resultados experimentales que se presentan en la Figura 5.2 se comprueba que: Con un circuito de señal mixta PSoC se pudo amplificar y digitalizar una señal análoga y a su vez estos datos resultantes de la conversión ser transmitidos inalámbricamente a un sistema receptor. Se pudo establecer la comunicación inalámbrica entre los sistemas de transmisión y recepción diseñados utilizando los módulos inalámbricos Artaflex. Con un circuito de señal mixta se pudo establecer la comunicación serial entre el sistema receptor y un computador para graficar los datos recibidos del sistema transmisor.

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El sistema diseñado funciona correctamente a una distancia máxima de 3 m, al aumentar la distancia entre los módulos Artaflex la transmisión inalámbrica de los datos no es estable y el sistema deja de funcionar correctamente, se realizaron varios cambios en el software de programación de los sistemas transmisor y receptor diseñados, en sus parámetros globales, en la velocidad de conversión de los datos (Mu CDA) y en la velocidad de transmisión inalámbrica (Mu SPI) pero con ninguno de los cambios realizados se obtuvieron mejoras significativas en los resultados. Con el resultado obtenido se comprueba que la interfaz grafica diseñada funciona correctamente, ya que como se mostró en la Figura 5.2 se pudo graficar los datos que el computador recibe por el puerto de comunicación serial, la interfaz diseñada cumplió con el objetivo básico de realizar el registro de la señal adquirida y detener dicho registro cuando el usuario así lo desee, al presionar el botón de parada de la interfaz grafica (“STOP”). 5.1.2 Resultados del procesamiento análogo de la se ñal cardiaca. Los resultados obtenidos al implementar las etapas encargadas del procesamiento análogo de la señal se muestran en los Anexos C y D. En ambos casos, se ha realizado la captura de la señal ECG desde uno de los investigadores (paciente sano), utilizando el sistema MCI 20/10 diseñado. Se muestra en esta Figura la salida de las etapas de aislamiento (post amplificación) y del filtro pasa bajo de cuarto orden. Para cada una de las seis derivaciones del plano frontal. También se observa que las formas de onda y los valores de amplitud obtenidas para cada una de las derivaciones obedecen a las presentadas por [Guyton, 2008], y que el desempeño del filtro pasa bajo es adecuado para que la señal pueda ser digitalizada. En el Anexo C se registran los resultados para las tres derivaciones bipolares DI, DII Y DIII y en el Anexo D se muestran los resultados obtenidos para las derivaciones monopolares o aumentadas aVR, aVF y aVL. Con los resultados que se presentan los Anexos C y D se comprueba que la etapa de procesamiento análoga diseñada cumple con el objetivo de adquirir y prepara la señales electrocardiográficas de las seis derivaciones del plano frontal para ser digitalizadas y transmitidas inalámbricamente. Se comprueba entonces el funcionamiento de los seguidores de tensión, del Terminal Central de Wilson, el sistema de multiplexado, permitiendo realizar la selección de cada derivación del plano frontal y el funcionamiento de los circuitos integrados INA 128 e ISO 124 como etapas de preamplificacion y aislamiento respectivamente. Además las consideraciones de diseño que permitieron obtener señales con elevada relación al ruido, como el sistema de apantallamiento para los

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latiguillos y el circuito de direccionamiento a pie derecho cumplieron con su objetivo en la implementación. El inconveniente más relevante al realizar las pruebas del procesamiento análogo fue la relación señal ruido, ya que el ruido interferente de las fuentes de alimentación, del paciente y de los acoples capacitivos e inductivos afecta la captura y procesamiento de la señal bioeléctrica. Finalmente con el circuito de señal mixta PSoC se obtuvieron resultados satisfactorios al implementarlo como una segunda etapa de procesamiento análogo para la señal, permitiendo realizar una amplificación y filtrado. De igual manera que al utilizarse como sistema de control de los multiplexores análogos en cuanto a la selección de las derivaciones. 5.2 RESULTADOS DEL SISTEMA MCI 20/10 COMO GENERADOR DE SEÑALES DE PRUEBA PARA ELECTROCARDIOGRAFOS Los resultados obtenidos al configurar el sistema como generador de señales de prueba para electrocardiógrafos, se visualizan en un osciloscopio digital en el cual se despliegan los valores de amplitud y frecuencia de la señal generada. En los Anexos E, F y G se muestran los resultados experimentales de cada una de las diferentes formas de onda que se generan (seno, cuadrada, triangular y QRS). En los Anexos E y F se muestran los resultados experimentales de la generación de las señales seno, cuadrada y triangular cada una de estas en tres valores diferentes de frecuencia (60Hz, 150 Hz y 250 Hz). Con este resultado experimental se comprueba que se cumple el objetivo de generar los diferentes tipos de ondas a diferentes tipos de frecuencias utilizando el circuito de señal mixta PSoC. Para poder utilizar esta señales como prueba para un electrocardiógrafo, estas deben tener un rango dinámico de amplitud en mili Volts, pero en el caso de este proyecto las señales generadas se encuentran en un valor de amplitud igual a 5 V pico – pico, se realizaron pruebas utilizando AGPs del circuito de señal mixta PSoC con un valor de ganancia equivalente a 0,062 para disminuir la amplitud de las señales generadas, pero no se alcanzó el resultado esperado. En el Anexo G se muestran los resultados experimentales de la generación de una señal con forma de onda correspondiente a la derivación DII. En esta, se observa su adecuada generación en 3 diferentes valores de frecuencias 30 latidos/min, 60

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latidos/min y 120 latidos/min, típicas de este tipo de generadores. En este caso, tampoco fue posible disminuir la amplitud de la señal generada utilizando las AGPs, por este motivo la amplitud que se visualiza en los resultados experimentales para este caso también corresponde a 5 V pico – pico. De esta forma se comprobó que con un circuito de señal mixta PSoC se pueden generar diversos tipos de señales con cambios en su frecuencia y amplitud, pero que se tienen limitaciones al disminuir la amplitud en el orden de los mili Volts.

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CAPITULO 6. CONCLUSIONES Los circuitos de señal mixta PSoC se presentan como una tecnología nueva de chips que permiten el desarrollo de sistemas embebidos reconfigurables. A lo largo de este trabajo se evidenció la facilidad y la rapidez con la que se puede diseñar un sistema embebido y esto se debe al potente entorno de desarrollo que ofrece PSoC Designer. Se destacan como características de los circuitos de señal mixta PSoC, las múltiples configuraciones de módulos de usuario que permiten el diseño de cualquier sistema embebido analógico y/o digital sin necesidad de componentes externos. PSoC Designer es una herramienta de diseño que proporciona una interfaz gráfica agradable y sencilla para realizar las configuraciones de los parámetros globales y de los módulos de usuario tanto analógicos como digitales utilizados en el desarrollo de un proyecto especifico. Además permite acceder a una extensa librería de estos módulos de usuario. Estas características hacen posible obtener diseños que soportan el cambio de las especificaciones iníciales de los parámetros del proyecto sin que ello tenga consecuencias desfavorables en el tiempo de realización de un proyecto o en el incremento de costos por la adquisición de hardware. Es importante resaltar que utilizar circuitos PSoC permite reducir el tamaño de la placa del circuito electrónico final, por ejemplo, en la implementación del monitor cardiaco inalámbrico para el plano frontal, ya que con un único circuito integrado (circuito PSoC), se pudo diseñar e implementar un sistema embebido que incluye CAD, CDA, amplificadores de ganancia programable, filtro analógico, comparadores, temporizadores, contadores, compuertas digitales, controlador LCD, módulos para transmisión inalámbrica, módulos para comunicación serial, entre otros elementos que no posee un microcontrolador convencional. Esta característica es la que permite que el sistema MCI 20/10 sea transportable y de bajo costo. En el transcurso del diseño de este proyecto fue muy importante realizar una revisión bibliográfica constante ya que en el proceso ocurrían muchas dudas e inquietudes por establecer un diseño funcional y que al implementar se pudieran obtener los resultados esperados, sinembargo al realizar el proceso de implementación surgió la necesidad de realizar ajustes a las especificaciones del diseño, ya que en el primer bosquejo que se realizó no se consideran factores experimentales que afecten los resultados esperados. En este caso, factores como el ruido interferente, los acoples capacitivos, inductivos y de impedancias, establecer y mantener estabilidad en la comunicación inalámbrica y tomar

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consideraciones sobre seguridad al paciente fueron los principales inconvenientes y aspectos a mejorar en el transcurso del desarrollo de este proyecto. Aunque los circuitos PSoC tienen muchas ventajas y brindan múltiples aplicaciones, estos poseen limitaciones y restricciones en el uso de sus parámetros globales, Mu, puertos de E/S, ya que en el caso de aplicaciones muy complejas y que requieran gran capacidad de memoria de almacenamiento de datos o de programas o el uso de gran cantidad de Mu e incluso las velocidades de procesamiento de la unidad o que requieran algunas aplicaciones especificas pueden limitarse al diseño propio de la tecnología PSoC. Con el sistema diseñado e implementado se alcanzaron la mayoría de los resultados esperados para este proyecto. En este caso, no se alcanzaron a obtener resultados como: implementar el sistema de múltiples configuraciones para que un mismo circuito PSoC cumpliera con la función de monitor cardiaco inalámbrico y de generador de señales de prueba para ECG, esto se limitó a la complejidad de la programación requerida para alcanzar este resultado. En cuanto al sistema inalámbrico no se logró superar una distancia de transmisión entre los dos módulos Artaflex superior a 3 m, debido a que no se pudo configurar el modulo de comunicación SPI por medio de software para que los módulos establecieran una comunicación a mayores distancias. En cuanto al sistema como generador de señales de prueba se presentó la limitante de no poder disminuir la amplitud de las señales generadas utilizando un circuito PSoC, por este motivo las señales no pueden alcanzar valores en mili Volts como se requiere en este tipo de equipos. Con la realización de este proyecto aprendimos que estamos en capacidad de realizar prototipos de equipos biomédicos utilizando tecnología de punta y que a su vez permite a estos tener características como, bajo consumo de potencia, multifuncional, transportabilidad y bajo costo. Además comprendimos que el diseño y desarrollo de un equipo comprende un proceso estructurado, en el cual se tenga claridad en las etapas a desarrollar, las herramientas requeridas para ello, los resultados que se esperan, y mantener una búsqueda constante de información que permita solucionar los problemas que se presenten en el desarrollo del diseño o la implementación. Finalmente se puede afirmar que el desarrollo de este proyecto nos permitió entender que estamos en la capacidad de impulsar en nuestra sociedad el inicio del diseño de quipos médicos en el País y de esta forma permitir que en algún momento los equipos biomédicos que utilicen las instituciones hospitalarias satisfagan las necesidades requeridas y al ser elaborados en el País tengan un

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bajo costo. De igual manera llegar a que las instituciones hospitalarias puedan acceder a estos equipos y brindar una mayor cobertura en el servicio asistencial.

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ANEXOS Anexo A. Etapas del sistema MCI 20/10 como monitor cardíaco inalámbrico para el plano frontal

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Anexo B. Diagrama de bloques para el diseño de la interfaz gráfica utilizando LabView

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Anexo C. Resultados del procesamiento análogo para la obtención de las derivadas bipolares del plano frontal. a) DI, b) DII, c) DIII

a)

b)

c)

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Anexo D. Resultados del procesamiento análogo para la obtención de tres derivadas del plano frontal. a) aVL, b) aVF y c) aVR

a)

b)

c)

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Anexo E. Resultados experimentales del generador de señales de prueba para ECG en los tipos de onda seno y cuadrada a diferentes frecuencias (60 Hz, 150 Hz y 250 Hz)

Frecuencias Tipo de onda 60 Hz 150 Hz 250 Hz

Seno

Cuadrada

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Anexo F. Resultados experimentales del generador de señales de prueba para ECG en el tipo de onda triangular a diferentes frecuencias (60 Hz, 150 Hz y 250 Hz)

Frecuencias Tipo de onda 60 Hz 150 Hz 250 Hz

Triangular

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Anexo G. Resultados experimentales del generador de señales de prueba para electrocardiógrafos; generando la derivación DII en a) 30, b) 60 y c) 120 latidos/minuto

a)

b)

c)

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