INTRODUCCIÓN El avance de la tecnología presenta nuevas

INTRODUCCIÓN
El avance de la tecnología presenta nuevas posibilidades de respuesta a muchas
de las necesidades de la sociedad, generando así un gran impacto en la vida
diaria.
Desde los inicios de la investigación del sistema circulatorio utilizando catéteres
efectuada Claude Bernard en el siglo IXX, hasta las novedosas técnicas de
cirugía robótica, los conocimientos en el campo de la bioingeniería han tenido
grandes progresos; uno de los más destacados, es el desarrollo de sistemas de
estimulación cardiaca artificial para el control y tratamiento de los bloqueos
cardiacos, y arritmias en general
Hoy en día, son cada vez más las personas que padecen enfermedades
relacionadas con el sistema circulatorio, muchas veces mal diagnosticadas y sin
seguir el tratamiento adecuado para superarlas, También los costos y la
complejidad del tratamiento de las mismas se ha incrementado.
El empleo de la Ingeniería Mecatrónica, específicamente en cardiología humana,
busca responder las necesidades antes mencionadas, y servir como una guía de
los parámetros determinantes identificados para el diseño de sistemas de
implantación de dispositivos tipo Nano puente AV aplicables a
futuras
implementaciones.
11
1. PLANTEAMIENTO DEL PROBLEMA
1.1 ANTECEDENTES
La implementación del catéter en la medicina ha tenido una evolución progresiva
desde sus inicios y continúa desarrollándose para tareas de mayor complejidad, A
continuación se resume esta evolución y como se va relacionando con este
proyecto.
•
•
•
•
•
•
•
•
En 1844, Claude Bernard insertó por primer vez un termómetro de
mercurio en la arteria carótida de un caballo y avanzó a través de la válvula
aórtica dentro del ventrículo izquierdo para medir la temperatura de la
sangre. Él adaptó este procedimiento durante cuarenta años para lograr
medir las presiones dentro del corazón de una gran variedad de animales.
En 1912, Frizt Bleichroeder, E. Unger y W. Loeb publican descripciones de
cateterismos de vasos sanguíneos sin contar con la ayuda de los rayos X.
En 1929
Werner Forssmann experimentó en un cadáver humano y
demostró lo sencillo que podía guiarse un catéter de una vena del brazo a
la aurícula derecha, también se le atribuye la caracterización del corazón
derecho humano utilizando técnicas de radiografía.
En los inicios de 1940, Andre Cournand, Hilmert Ranges y Dickinson
Richards, utilizando las técnicas de caracterización lograron identificar
funcionamientos y enfermedades en corazones humanos.
Werner Forssmann gana el premio Nobel de medicina en 1956.
Hacia 1947, H. A. Zimmerman ya había desarrollado una completa técnica
intravascular para la caracterización del corazón izquierdo y junto con sus
colaboradores lograron caracterizar por completo el corazón.
En 1953, Seldinger desarrollo la técnica de caracterización del corazón
derecho e izquierdo por medio de cateterismo percutáneo, técnica que aún
hoy es de gran uso..1
En 1956 Cournand, Richards y Forssmann compartieron el premio Nobel
en Fisiología y medicina.2
Ryan TJ. The coronary angiogram and its seminal contribution to cardiovascular
medicine over five decades. Circulation. 2002; 106: 752–756.
1
2
Geddes LA, Geddes LE. The Catheter Introducers. Chicago, Ill: Mobium Press;
1993: 38–39.
12
•
•
•
En 1958 Mason Sones desarrollo la primera angiografía selectiva utilizando
amplificación de imágenes y amplificación óptica con cinetoscópio de alta
velocidad.3
En 1974, Andreas Gruentzig invento y llevo a cabo la primera angioplastia
con un globo para bloqueo de arterias en Zúrich-Suiza.
En el primer semestre de 1974, se hizo una investigación en el laboratorio K
cirugía experimental del Hospital San Juan de Dios de Bogotá
conjuntamente con la Universidad de los Andes con el fin de elaborar el trabajo
para el proyecto de grado sobre el tema "medición de impedancia en el
corazón".
Se buscó determinar las formas de voltaje y corriente y magnitudes, así como la
impedancia en la cara anterior del corazón. Se realizaron mediciones in vivo en
14 corazones de perros utilizando registros unipolares; para efecto de las
medidas se dividió el corazón en 12 regiones y se registró la actividad eléctrica
en 70 puntos sobre esas regiones; se estudiaron las tres capas del corazón:
epicardio, miocardio y endocardio.
Se encontraron formas de voltaje en espiga o polifásicas en epicardio y
endocardio, siendo las amplitudes comparables en estas dos capas; la amplitud
aumenta en el miocardio y las señales de voltaje y sus valores están en el
rango de microamperios. No se hallaron valores en el dominio de frecuencia
por carencia de un sistema de almacenamiento de datos conveniente a un
proceso ulterior en computador digital.4
Década de los 80:
• La Primera respuesta de estimulación utilizando un sensor hemodinámico: El
sensor hemodinámico capta la Impedancia Intracardiaca usando los electrodos
del marcapaso convencional para grabar y no requiere ningún hardware
especial. Pueden usarse dos o más electrodos. Se inyectan los pulsos de
umbral alterno de bajo nivel.5
3
FYE WB. American Cardiology. The History of a Specialty and Its College.
Baltimore,
Md:
The
Johns
Hopkins
University
Press;
1996.
4
REYNOLDS Pombo Jorge, 30 Años de Estimulación Cardiaca en Colombia, Ed.
Andes, Bogotá, 1988
5
CHIRIFE, Physiological principles of a new method for rate responsive pacing
using the pre-ejection interval, PACE 1988;1545-1554p
13
• El catéter Indujo la Ablación Nodo AV Unión un Hombre: Se realizó en marzo,
1981 en el Hospital de Moffitt y descarga de alta energía alta DC excita a la
región del Nodo de AV por medio de un desfibrilador normal.6
Década de los 90:
• En los primeros días de los marcapasos, un problema mayor era la corta vida de
la batería, con generadores del pulso que duraban sólo de 12 a 13 meses. Una
interesante fuente de poder fue la de un generador de radio isotopo (RP)
propuesta por Dr. Victor Parsonnet.7
• La Relación Entre la Incidencia y Número del Total de Muertes Súbitas entre la
Población: La aproximación de la incidencia (el por ciento por año) y el número
total de eventos por año para la población adulta global con respecto a los
Estados Unidos mostró el aumento más alto. La población adulta global tiene
una incidencia de muerte súbita estimada de 0.1-0.2% por año, ascendiendo a
más de 300,000 muertes súbitas por año.8
• La Heterogeneidad eléctrica en el Corazón: El tejido ventricular comprende por
lo menos tres tipos de la célula eectrofisiológicamente distintos: las epicardiales,
endocardiales y células M. Porque las células de M despliegan un potencial de
acción más largo, la dispersión del transmural de repolarización existe bajo las
condiciones de la línea de fondo y es principalmente responsable de la ola de T
en los electrocardiogramas.9
Año 2000 - Actualidad:
• La fijación de marcapasos en lugares distintos a los utilizados y sus posibles
beneficios: Varios estudios han hecho pensar en los beneficios potenciales del
la estimulación cardíaca permanente en lugares diferentes, como el septum del
interatrial y el ostium del seno coronario, En efecto, es en lo absoluto factible la
6
SCHEINMAN MM,Morady F,Hess DS,Gonzalez R. Catheter-induced ablation of
the atriovetricular junction to control refractory supraventricular arrhythmias, JAMA
1982, 851-855p.
7
PARSONNET V. Bernstein AD, Perry GY.The nuclear pacemaker: Is renewed
interest warranted. Am J Cardiol 1990, 837-842p.
8
MYERBURG. Kessler KM, Castellanos A: Sudden cardiac death: Structure,
function and time-dependence of risk, 1992.
9
ANTZELEVITCH C, Yan GX, Shimizu W, Burashbikov A, Electrical heterogeneity,
the ECG, and cardiacarrhythmias, Philadelphia, W.B. Saunders Co., 1999.
14
colocación exitosa en la mayoría (78-93%) de pacientes.10
• El Monitoreo ICD remoto: El poder monitorear por una vía telefónica ha sido un
componente indispensable en los marcapasos hace más de tres décadas, pero
sólo recientemente el monitoreo remoto ha aumentado de manera exponencial
gracias a la mayor cobertura posible debido a los avances en las tecnologías de
telecomunicaciones. 11
10
MANOLIS, Simeonidou E, Sousani E, Chiladakis J. Alternate sites of permanent
cardiac pacing: A randomized study of novel technology, Hellenic J Cardiology
2004, 145-149p.
11
SCHOENFELD, Compton SJ, Mead RH, Weiss DN, Sherfesee L, Englund J,
Mongeon LR Remote monitoring of implantable cardioverter defibrillators: a
prospective analysis, PACE, 2004.
15
1.2 DESCRIPCIÓN Y FORMULACION DEL PROBLEMA
En el procedimiento actual se debe considerar que las técnicas empleadas para la
implantación de marcapasos convencionales son aun invasivas; Actualmente una
implantación endocárdica toma entre 1-2 horas aproximadamente, utiliza dos
fijaciones con un electrodo en forma de espiral o con una horquilla; el
procedimiento quirúrgico usualmente practicado es el siguiente:
• Inyección de anestésico.
• Incisión en la piel debajo de la clavícula para crear el lugar de fijación del
marcapaso “Bolsillo”.
• Inserción del cable de los electrodos por la vena subclavia.
• Ubicación por medio de rayos x para guiar el cable a las cavidades
endocárdicas.
• Unión del generador de pulsos el marcapaso al cable.
• Programación y puesta en funcionamiento del marcapaso.
El riesgo a contraer infecciones y otras complicaciones relacionadas con este tipo
de procedimientos quirúrgicos está siempre presente, Así como de hemorragias y
formación de coágulos; Además, se debe considerar los costos y los tiempos de
las salas de operación.
Al analizar esta situación se plantea la interrogante de ¿Qué características
técnicas y funcionales debe tener el diseño de un sistema de cateterismo para la
implantación de un dispositivo tipo Nano puente Aurículo Ventricular?
16
1.3 JUSTIFICACION
El grupo de investigación Seguimiento del Corazón Vía Satélite (SCVS) propone el
diseño de un dispositivo electrónico intracavitario, para hacer puente en la
interrupción eléctrica Aurículo-Ventricular del área afectada. Para tal fin, se
requiere investigar y diseñar un prototipo de catéter capaz de localizar el nodo
aurículo ventricular, servir de canal de transporte entre el exterior y el interior del
tejido cardiaco.
El Nano puente ha sido, en principio, proyectado para eliminar los bloqueos
Aurículo-Ventriculares. En la actualidad los bloqueos son manejados con el
marcapasos convencional, con este dispositivos los pacientes deben dirigirse
hasta el hospital para el respectivo control médico, en consecuencia, el Nano
puente A-V por tener el sistema de telemetría el médico-cardiólogo no necesita
tener en frente al paciente, ya que éste puede tener un seguimiento médico
remoto
Esta investigación es un módulo que hace parte de un proyecto macro, el cual es
llamado “Nano puente A-V”. Este será un dispositivo que contribuirá a la sociedad
al mejorar la forma como se tratan actualmente este tipo de cardiopatías ya que
por su simplicidad y fabricación en masa se reducen los costos de producción, por
lo tanto a él pueden acceder personas de diversos recursos económicos, además,
el tiempo de implantación se reduce a una cirugía ambulatoria.
El presente proyecto de investigación representa un aporte para el diseño de
sistemas la implantación de nuevos dispositivos de estimulación cardiaca, porque
suministra criterios de selección en cuanto a los tipos materiales apropiados,
parámetros para el diseño de catéteres y sugiere el diseño de un instrumento para
realizar mediciones de la impedancia del nodo AV; Además contribuirá a futuros
desarrollos que se encaminen a la integración entre la ingeniería Mecatrónica y la
Cardiología.
17
1.4 OBJETIVOS DE LA INVESTIGACIÓN
1.4.1 Objetivo General
Diseñar un sistema de cateterismo capaz de acceder al tejido especializado del
endocardio llamado nodo AV; realizando la medición de una de sus propiedades
electrofisiologías la cual es muy importante para la posterior implantación manual
de un dispositivo tipo “Nano puente AV” con la ayuda del mismo catéter.
1.4.2
Objetivos Específicos
ƒ
Diseñar un catéter con los materiales y dimensiones adecuados para servir
como canal de transporte e implantación de un dispositivo tipo Nano puente
AV de Forma Distal.
ƒ
Implementar el diseño uso de dispositivo portátil, liviano y fácil de utilizar
que permita la medición de la resistencia eléctrica del tejido especializado
llamado Nodo AV y visualizarla mediante el diseño de un software
específico.
ƒ
Definir los criterios de diseño para los sistemas de cateterismo
encaminados a implantar dispositivos tipo Nano puente AV, así como los
del diseño de electrodos en sistemas de medición de impedancia
endocárdica.
ƒ
Complementar al modulo del Grupo SCVS llamado “Pruebas Sobre Tejidos
Vivos” encargado de realizar cultivos de células endocárdicas para
experimentación de dispositivos de estimulación cardiaca artificial.
18
1.5 ALCANCES Y LIMITACIONES
El diseño contempla un instrumento electrónico portátil de medición que permitirá
una fácil implantación de dispositivos tipo nano puente AV, por medio de una
cirugía ambulatoria, convirtiéndola en una intervención mínimamente invasiva;
Reduciendo los tiempos de recuperación, los costos de toda la operación y el
riesgo de infecciones.
Las limitaciones de este tipo de proyectos están principalmente relacionadas con
la escala a manejar, para el caso del Nano puente, las escalas utilizadas en
algunos de sus componentes son manométricas, las tolerancias en la fabricación
de los catéteres son del orden de las decimas de milímetro; También los procesos
de manufactura de este tipo de dispositivos deben cumplir con las normas
internacionales UNE 111600, ISO 10555, 10993. El acceso a bibliografía
especializada es limitado y por último los costos en los materiales por ejemplo en
las aleaciones de titanio comúnmente utilizadas en la fabricación de electrodos,
son un impedimento adicional.
19
2. MARCO DE REFERENCIA
2.1 MARCO TEÓRICO CONCEPTUAL
La instrumentación electrónica es aplicada en los circuitos requeridos para realizar
la localización del nodo A-V por medio de la medición de la resistencia eléctrica
del corazón, la ciencia de los materiales se utiliza para determinar la selección de
los mejores materiales dependiendo de la aplicación futura de los mismos y de las
normas internacionales para aplicaciones de este tipo, microcontroladores para la
construcción del medidor y la interfaz con el usuario o sea, el médico especialista
2.1.1 Cateterismos. La palabra Catéter se deriva del griego καθετήρ que
Significa sonda, usualmente estos dispositivos se introducen en diferentes tejidos
del cuerpo para explorar, inyectar fármacos, y realizar mediciones; A continuación,
se explicaran que son los cateterismos y como se aplican en cardiología (Ver
Figura 1).
Figura 1. Cateterismo Cardiaco.
Fuente:
Cateterización
Cardiaca,
Dirección
URL:http://www.nlm.nih.gov/medlineplus/spanish/ency/esp_imagepages/1080.htm
Ultima actualización 10/16/2006.
Cateterización Cardiaca: La cateterización cardiaca es utilizada para estudiar las
20
diversas funciones del corazón.
A través de diferentes técnicas, las arterias coronarias se pueden ver al inyectar
un medio de contraste o se pueden destapar con una angioplastia de balón. Con
ella, también es posible medir la concentración de oxígeno entre las válvulas y las
paredes del corazón, así como las presiones dentro de cada cavidad cardiaca y a
través de las válvulas. Esta técnica puede realizarse hasta en niños pequeños y
en recién nacidos (Ver Figura 2).
Figura 2. Catéter Venoso Central:
Fuente:
Catéter
Venoso
Central
Dirección
URL:http://www.nlm.nih.gov/medlineplus/spanish/ency/esp_imagepages/1080.htm
Ultima actualización 10/16/2006.
Es una sonda plástica larga y suave (generalmente hecha de silicona) que se
coloca a través de una pequeña incisión en el cuello, el tórax o la ingle, dentro de
una vena grande en el tórax con el fin de permitir la administración de líquidos y
medicamentos por vía intravenosa, durante un período de tiempo prolongado.12
12
O. M. HIJAZI, J.J. Cheyney, P. C. Guzzetta, Jr, L.O. Toro-Figueroa. Venous
Acces and Catheters. En Levin essentials of Pediatric Intensive Care. Second
edition. Ed Churhill Livingstone,1997, 1189-1215 p.
21
2.1.2 Técnica de Seldinger. Inicialmente empleada como una técnica de
canalización percutánea de vías venosas centrales (yugular interna, femoral y
subclavia).
El procedimiento fue descrito por Seldinger en la década de los 50. Actualmente
las indicaciones del empleo de esta técnica se ha extendido a procedimientos no
vasculares (colocación de drenajes pleurales, pericárdicos etc).
Se realiza la localización de la vena mediante una aguja fina. Una vez obtenido el
flujo de sangre se introduce una guía metálica flexible con punta blanda a través
de la aguja (o del catéter de punción venosa periférica) y se progresa un catéter
apoyándose en la guía sujetando ésta de manera firme para que no se deslice al
territorio venoso.
Cuando el catéter ha progresado lo suficiente (dependerá del acceso, edad y
tamaño del paciente) retiraremos la guía sin arrastrar el catéter que queda situado
en posición intravascular. Se debe realizar una técnica de imagen (generalmente
radiografía de tórax, ecocardiografía) para comprobar su situación.
De esta misma manera se localiza la zona adecuada para colocar los drenajes
pleurales, pericárdicos entro otros, y tras pinchar con aguja se introduce la guía y
el catéter de drenaje comprobando su correcta ubicación.
EQUIPO Y MATERIAL
Debe realizarse con la máxima asepsia, ya que conectamos el exterior con el
espacio intravascular, con el riesgo de infección que ello conlleva. Se utilizará
gorro, bata, guantes, mascarilla, campo estéril... siempre que la situación lo
permita. Así también se procederá a desinfectar la piel del niño con derivados
yodados y esperaremos uno o dos minuto antes de actuar.
Preparación del campo estéril y del material que a utilizar:
• Gasas y paños estériles.
• Solución antiséptica.
• Agujas y jeringas.
• Suero salino heparinizado.
• Bisturí, seda.
• Aguja introductora, guía metálica flexible, dilatador.
• Catéter biocompatible (de distintos materiales, cada vez menos
trombogénicos, de superficie más lisa y recubiertos de heparina), de una a
tres luces, de distinto diámetro grosor de 4 a 7 French y de distinta longitud,
elegido según la vía y el niño, que se purga con el suero heparinizado.
• Sistema de perfusión.
Es necesaria la monitorización del paciente mientras se realiza esta técnica:
• electrocardiograma,
22
•
•
frecuencia respiratoria
saturación transcutánea de oxígeno.
En los niños se considera imprescindible es la sedación y analgesia del paciente
(midazolam o propofol con fentanilo ó ketolar y midazolam en pacientes no
intubados) además de ser en ocasiones aconsejable la anestesia local, siempre
que no sea una urgencia vital.
DESCRIPCIÓN DE LA TÉCNICA:
• Medir la distancia desde la zona de punción hasta la entrada de la aurícula
derecha. Desinfectar la piel y tras purgar el catéter con suero heparinizado,
sedoanalgesiar al paciente y comenzar la punción venosa con aguja o
cánula sobre aguja y jeringa con suero heparinizado, siempre aspirando
hasta que refluye sangre. Entonces se desliza la cánula sobre la aguja o se
mantiene firme ésta donde refluye con fluidez y se introduce la guía blanda
y flexible hasta la distancia que hemos medido o hasta que el registro del
electrocardiograma detecta alguna extrasístole (retirar unos centímetros la
guía).
• Retirar la aguja o cánula y dejamos la guía.
• Realizar una incisión en la piel
• Con el bisturí. Introducir el dilatador a través de la guía avanzándolo y
rotándolo tan sólo unos centímetros (piel y tejido subcutáneo) hasta que
hayamos llegado al vaso para evitar lesionarlo.
• Retirar el dilatador y dejar la guía sobre la que nuevamente deslizamos,
ahora el catéter que no introduciremos por completo bajo la piel hasta no
tener un extremo de la guía en nuestras manos (a través del cabo del
catéter).
• Retirar la guía, comprobar que refluyen todas las luces del catéter.
• Se realiza radiografía de control y tras comprobar la correcta situación del
catéter se fija a piel con unos puntos de sutura. 13
COMPLICACIONES:
LIGADAS A LA PUNCIÓN (complicaciones al canalizar):
• Extrasístoles o arritmias desencadenadas al introducir la guía,
generalmente se resuelven espontáneamente al retirar ésta.
• Sangrado o hematoma, se resuelve al comprimir sobre la zona (en vena
femoral y yugular; no en subclavia )
• Neumotórax: especialmente en yugular y en subclavia.
13
DELGADO, Técnicas de Canalización Percutánea de Vías Venosas Centrales,
Editorial Norma, Madrid, 1994: 1096-1098 p.
23
•
•
•
Embolia gaseosa: es un riesgo inherente a toda punción (mayor riesgo en
yugular y subclavia). Para intentar evitarlo se debe purgar bien todo el
catéter y realizar la punción en posición declive (Trendelenburg).
Lesiones nerviosas: por punción directa del nervio o por compresión de un
hematoma. En particular el caso de la yugular interna pueden tener lugar
lesiones del plexo braquial, del ganglio estrellado, del nervio frénico
(parálisis diafragmática) y del nervio recurrente (parálisis unilateral de
cuerdas vocales).
Punción arterial: más frecuente en la yugular (7% si el abordaje es
posterior) y en subclavia (1,5%). En este último caso es más complicado ya
que no se puede realizar una compresión externa.
LIGADAS AL CATÉTER (o a su utilización)
Infección:
Es la complicación más frecuente y está en relación con el tiempo de uso
(aumenta sobre todo a partir de la primera semana) y la manipulación. Incidencia
del 20 al 60% y llega a producir bacteriemia en el 10%.
La incidencia de sepsis es variable y oscila entre 0% y 25%. Hay que distinguir
entre colonización e infección 8 en función del número de colonias). La infección
puede ser local, sistémica o ambas.
Es más frecuente en los catéteres de la vía femoral que en yugular y subclavia.
Se realiza tratamiento empírico con antibióticos hasta conocer los resultados de
los cultivos. En ocasiones hay que retirar el catéter y otras veces, si la zona de
punción y la entrada no están infectadas puede realizarse un intercambio de
catéter a través de una guía.14
Trombosis:
También es una complicación muy frecuente en ocasiones infraestimada.
Existen factores que aumentan el riesgo de trombosis:
• Dos o más veno-punciones para canalizar la vía
• El tipo de líquido infundido (más frecuente con la nutrición parenteral).
• Estados de hipercoagulabilidad.
Existe una clara asociación entre septicemia y trombosis aunque se desconoce
qué es primero.
Se puede prevenir utilizando catéteres impregnados de heparina. Y puede tratarse
14
JC De Carlos Vicente, V. López Corominas, En J. López- Herce, Canalización
Venosa Central y Manual de Cuidados Intensivos Pediátricos. Editorial Publ-Med.
1ª Edición 2001, 704-709 p.
24
con trombolíticos y/o heparina.15
Obstrucción:
Puede ser total (imposibilidad de extraer e infundir) o parcial (imposibilidad de
extraer) se produce por acumulación de fibrina. El tratamiento consiste en la
administración de urokinasa 5000U/ml en el volumen de purgado del catéter (0,30,5-1 ml) y dejar actuar durante 30-60 minutos.
Otras:
Migración del catéter
Rotura del catéter
Mediastino ancho
2.1.3 Bloqueo AV. Cuando la perturbación en el tránsito de la onda de excitación
ocurre desde las aurículas hasta los ventrículos, hablamos de bloqueo A-V, el
nano puente está dirigido a los pacientes con esta cardiopatía.
El estado actual de los conocimientos fisioeléctricos del sistema de excitación–
conducción, se ha enriquecido con la técnica hisiográfica que nos permite conocer
la electrogenia del espacio PR ó PQ y la localización exacta del sitio donde radica
la lesión que origina el bloqueo, cuestión fundamental para establecer el
pronóstico y tratamiento adecuados. Este ha mostrado 3 fenómenos eléctricos
perfectamente definidos:
• Un primer fenómeno corresponde al instante en que se comienza la
despolarización en el nódulo de Keith – Flack.
• El segundo fenómeno corresponde al momento en que se inicia la
excitación en el haz de His.
• El tercer fenómeno expresa la progresión del estímulo excitador en el
sistema interventricular.
Cada uno de estos tres instantes, se caracteriza por la presencia de descargas en
forma de curso rápido, que delimitan dos espacios, los A-H(desde el inicio de la
excitación miocárdica en el centro primario hasta su llegada al haz de His) y H-V
(tránsito de la excitación desde el haz de His hasta la red de Purkinje). Para A-H
los límites fluctúan entre 60 y 145 milisegundos, para H-V, la longitud normal se
encuentra entre 30 y 60 mS (Ver Figura 3).
15
CENTENO Castillo, F Barranco Ruiz. Canalización Vascular en Principios de
Urgencias, Emergencias y Cuidados críticos, 2001.
25
Figura 3. Valor del Hisiograma en los Bloqueos A-V
Fuente: Revista Cubana de Cardiología, 2001, 56-60 p.
El punto A corresponde al inicio de la onda de excitación en el nódulo de Keith –
Flack.
El punto H señala la llegada de la onda de excitación al haz de His y ambos
puntos de referencia A y H constituyen el espacio A-H que mide normalmente
entre 60 y 145ms.
Después de su llegada al haz de His, la onda de excitación discurre por ambas
ramas, los dos fascículos de la rama izquierda y la red de Purkinje, constituyendo
una sucesión de puntos a los que se denomina genéricamente con la letra V.
Entre los puntos H y V queda constituido el espacio H-V, cuyos valores fluctúan
entre 30 y 60 ms. Ambos espacios coinciden con lo que en el electrocardiograma
de superficie es el espacio P-R ó P-Q.
Bloqueo AV de primer grado: En dicho bloqueo, el intervalo A-H del hisiograma
se alarga.
Bloqueo AV de segundo grado. Modalidad Morbitz I: En esta modalidad se
alarga el intervalo A-H en forma progresiva. El intervalo H-V permanece normal, a
menos que la lesión radique en regiones distales del haz de His, en cuyo caso, los
complejos ventriculares se ensanchan y el intervalo H-V se alarga.
Bloqueo AV de segundo grado. Modalidad Morbitz II: El intervalo H-V se
alarga.
26
Bloqueo AV de tercer grado: El hisiograma nos muestra una ruptura de la
correlación normal de los intervalos A-H y H-V con respecto a los complejos
ventriculares ya que los complejos QRS no guardan una relación numérica fija con
las ondas P.16
Para la resistencia, pueden esperarse valores de aproximadamente 500±100Ω En
este caso la resolución adoptada fue de 25Ohm.17
2.1.4 Amplificadores de Instrumentación. Los amplificadores constituyen un
componente muy importante en los sistemas de bioinstrumentación por lo cual
sus características deben ajustarse a las condiciones impuestas por la señal a
amplificar y al entorno físico de aplicación. Para realizar el diseño del Sistema
Básico fueron analizados varios esquemas de amplificadores de instrumentación
existentes en la literatura como el LM747, el INA128, el OPA2277, y finalmente el
AD620.
Cuando se elije un amplificador de instrumentación, se requiere guardar ciertas
precauciones para conseguir que sus características no se vean afectadas por
elementos externo, para solucionar esto se utiliza amplificadores de
instrumentación con una alta impedancia de entrada y un alto rechazo al modo
común (CMRR). Estos amplificadores de instrumentación amplifican la diferencia
entre las dos señales que provienen de los electrodos, aumentando la sensibilidad
del circuito.
Es preciso señalar la interferencia capacitiva debida al equipo de medida, que se
produce por la fuente de alimentación del equipo al cual llegan las señales. Otra
fuente de ruido es la denominada interferencia inductiva, que es causada por la
red eléctrica, la cual produce campos magnéticos que varían con el tiempo, los
que a su vez inducen voltajes en la red formada por los electrodos del paciente.18
16
REVISTA CUBANA DE CARDIOLOGÍA, El Bloqueo AV Cardiaco, Página: 27
2001, 56-60 p.
17
SUN, W Cameron, S Heymsfield, H Lukaski, D Schoeller, K Friedl, R
Kuczmarsyi, K Flegal, C Johnson, V Hubbard. Development of Bioelectrical
Impedance Analysis Prediction Equations for Body Composition with the use of a
Multicomponent model for use in Epidemiologic Surveys. American Society for
Clinical Nutrition, 2003.
OXFORD University, Signal Processing & Neural Networks Group, Dept. of
Engineering Science, 2001.
18
27
2.1.5 Materiales. La selección de los materiales se determina mediante el
análisis de las propiedades de los mismos, también es importe mencionar que las
normas internacionales de la FDA y la USP dan ciertos parámetros a seguir en el
momento de seleccionar el material para fabricar cualquier equipo en medicina.
Siliconas: Son elastómeros fabricados a partir de compuestos de silicio que son
de amplio uso en aplicaciones médicas por cumplir con las siguientes
características:
Biocompatibilidad: los materiales de silicona tienen una compatibilidad superior
con el tejido humano y fluidos del cuerpo, y además una reacción del tejido
sumamente baja cuando se realizan implantaciones comparado con otros
elastómeros. Material Incoloro e insípido, las siliconas no permiten el crecimiento
de bacterias y no manchan o se corroen con facilidad.
La Resistencia de temperatura: las siliconas puede resistir un rango amplio de
temperaturas, permaneciendo estable a través de las variaciones de temperatura
de -175°F a 482° F.,
La Resistencia química: Es resistencia al agua y muchos otros químicos y
solventes a cambiar la composición química.
Las Propiedades mecánicas; Compuestos de silicona tiene una resistencia al
esfuerzo tensor de alrededor 1500 psi, la capacidad de alargamiento es muy
buena ( 1250%) así como la flexibilidad.
Las Propiedades eléctricas: las siliconas exceden muchos materiales en sus
propiedades aislantes así como su versatilidad para las aplicaciones eléctricas.
ACRILO NITRILO BUTADIENO ESTIRENO (ABS):
Esta modificación del polímero del estireno es la de mayor significado en las
aplicaciones técnicas; La abreviatura ABS debe ser empleada para las
modificaciones del butadieno.
La flexibilidad que ofrece el uso del sistema de tres monómeros (A,B y S) permite
definir y crear a medida el perfil de propiedades del producto.
El acrilonitrilo aporta:
28
- Resistencia química
- Resistencia al envejecimiento
- Dureza
- Rigidez
- Brillo
El butadieno aporta
- Ductilidad a bajas temperaturas
- Flexibilidad
- Resistencia de la masa fundida
El estireno aporta
- Fluidez (fácil transformación)
- Brillo (lustre)
- Dureza
- Rigidez
Variando la proporción de los tres componentes, es posible sacar el máximo
provecho a algunas propiedades, conservando al mismo tiempo un
comportamiento excelente durante la transformación.19
19
ICIPC. Introducción a los Materiales Plásticos, Medellín, Julio 1996.
29
Tabla 1. Propiedades Cuantitativas
Propiedades
Resistencia al
impacto, prueba D2546
Izod
Resistencia a la
D638
tensión
elongación D638
Módulo de
D638
tensión
Dureza
Grados de ABS
Alto
Impacto Bajo
Resistente
impacto medio Impacto al calor
Mecánicas a 23°C
Método
ASTM
D785
Peso específico D792
Coeficiente de
D696
expansión
térmica
Distorsión por
D648
calor
Unidad
J/m
375-640 215-375 105-215 105-320
Kg. / mm2
3,3 – 4,2 4,2-4,9
4,2-5,3
4,2-5,3
%
15-70
5-30
5-20
10-50
173-214 214-255 214-265 214-265
HRC
88-90
95-105 105-110 105-110
(Rockwell)
1,02-1,04 1,04-1,05 1,05-1,07 1,04-1,06
Térmicas
X 105 cm /
9,5 –11,0 7,0-8,8
cm* °C
7,0-8,2
6,5-9,3
°C a 18,4
93-99
Kg /cm2
96-104
102-112
96-102
Fuente:
Propiedades
Cuantitativas
del
http://www.textoscientificos.com/polimeros/abs,
10/06/2008.
ABS,
Dirección
URL:
Última
actualización
2.1.6 Diseños electrónicos. El puente de Wheatstone tiene dos aplicaciones
fundamentales la medición de resistencias de alta precisión y como sensor
dependiente de un desbalance de potencial, por ejemplo en una LDR.
La precisión de un puente de resistencias depende solo de la temperatura y la
sensibilidad del galvanómetro.
Figura 4. Circuito Puente.
30
Fuente: Autor.
Analizando por Nodos:
I1 = V/ (R1 + R3) => VAC= I1 x R3 = V x R3 / (R1+ R3)
I2 = V/ (R2 + R3) => VBC= I2 x R4 = V x R4 / (R2+ R4)
Suponiendo que el circuito puente está equilibrado VAB = 0
R3 / (R1+ R3) = R4 / (R2+ R4)
Operando
R3 x (R2+ R4) = R4 x (R1+ R3)
R3 x R2+ R3 x R4 = R4 x R1+ R4 x R3
R3 x R2+ R3 x R4 = R4 x R1+ R4 x R3
Operando los términos iguales:
R3 x R2= R4 x R1
Ó también
R1 / R2 = R3 / R4
Tres de las resistencias R1, R2 y R3 son patrones de alta estabilidad y baja
tolerancia, La cuarta es la resistencia incógnita, a determinar su valor Rx,
Conectando un galvanómetro entre los puntos A y B indica si hay paso de
corriente a través de él.
31
Ajustando los valores R1, R2 y R3 hasta que el galvanómetro indique que no hay
paso de corriente, queda claro que el potencial en el punto A es igual al potencial
en el punto B.
VAB = 0 y se cumplirá lo ya demostrado antes, que
R1 / R2 = R3 / R4
La resistencia incógnita que en vez de R4= Rx se calcula utilizando:
Rx =R3 x R2 / R1
32
2.2 MARCO LEGAL O NORMATIVO
Para el diseño y modelamiento CAD-CAE del sistema de cateterismo e
implantación se estableció el uso del sistema métrico internacional y de medición
ISO, también se consultaron las siguientes normas:
• UNE 111600:1992 catéteres intravasculares periféricos, sobre aguja
introductora, estériles para un solo uso
• UNE-EN ISO 10555-1/A1:2000 catéteres intravasculares estériles
desechables. parte 1: requisitos generales. (ISO 10555-1:1996/A1:1999).
• UNE-EN ISO 10555-2:1997 Catéteres intravasculares estériles,
desechables parte 2: catéteres angiográficos. (ISO 10555-2:1996).
• ISO 10993 es la encargada de evaluar el grado de biocompatibilidad.
33
3. METODOLOGIA
3.1 ENFOQUE DE LA INVESTIGACION
El diseño de este dispositivo tiene un enfoque empírico-analítico el cual estudia
cada uno de los posibles componentes basándose en las herramientas de
modelado y simulación CAD-CAE, así como en la bibliografía de los temas
relacionados
Se enfoco el diseño de un instrumento portátil en forma de una pistola anatómica,
para facilitar la manipulación en una sala de cirugía, Junto con un catéter de
exploración y transporte.
Debido a la naturaleza de las variables, se debe diseñar una etapa previa de
acondicionamiento de la señal; La interpretación de los datos visualizados por el
sistema es fundamental para la correcta ubicación del bloqueo del Nodo AV.
Las tareas realizadas corresponden a las siguientes actividades:
ƒ
Revisión del estado del arte acerca del desarrollo de innovaciones en el
área de la estimulación cardiaca y exploración por medio de cateterismos.
ƒ
Selección de los materiales adecuados con propiedades biocompatibles,
con la ayuda de simulaciones y con base en la bibliografía disponible.
ƒ
Caracterización del comportamiento del sensor de impedancia para futuros
desarrollos.
ƒ
Selección del tipo de microcontrolador adecuado para este diseño así como
de acondicionador de señal requerido.
ƒ
Análisis de las características del software del controlador para obtener
lecturas confiables de la impedancia endocárdica.
34
3.2 LÍNEA DE INVESTIGACIÓN
LÍNEA DE INVESTIGACIÓN DE USB
La línea de investigación se incluye dentro de tecnologías actuales y sociedad.
SUB-LÍNEA DE FACULTAD
La sub-línea de facultad se incluye dentro es instrumentación y control de
procesos.
35
3.3 TÉCNICAS DE RECOLECCIÓN DE INFORMACIÓN
Las señales de interés son básicamente los voltajes que son detectados en los
electrodos dispuestos en la punta del catéter, estas señales son captadas
mediante un instrumento electrónico de medición calibrado con una señal de
referencia que me simula las características del Nodo AV, Luego es interpretada
por el puerto de conversión análogo-digital microcontrolador , el microcontrolador
detecta los cambios entre la referencia y la señal captada por los electrodos del
catéter y esta diferencia a su vez es visualizada por el usuario mediante una
pantalla LCD.
36
3.4 HIPÓTESIS
Se propone una posible solución confiable a las necesidades propuestas en la
implantación de marcapasos tipo Nano puente AV de mediciones de la
impedancia del tejido endocardico, se espera que el diseño de este sistema
contribuya a la sociedad ya que por su simplicidad de manejo, y fabricación en
masa se reducen los costos de producción de forma comprobable, por lo tanto a
este tipo de intervenciones pueden acceder personas de diversos recursos
económicos, además, el tiempo de implantación es mínimo y la cirugía es
ambulatoria.
37
3.5 VARIABLES
3.5.1 Variables Independientes. El voltaje de alimentación
del circuito
electrónico es una batería de 5V que se maneja mediante un interruptor de
encendido y apagado.
3.5.2 Variables dependientes. Las principales variables que entran en el circuito
de mediciones para ser interpretadas por el microcontrolador son:
El voltaje DC de referencia: Se calibra manualmente por medio de un
potenciómetro de precisión, el valor de esta resistencia es proporcional a este
voltaje y este debe estar cercano a los ±500Ω porque este es el valor de
impedancia del nodo AV.
El voltaje de los electrodos: este voltaje es análogo y se convierte a señal digital
proporcional a la cantidad de corriente que pasa entre los dos anillos del electrodo,
el microcontrolador interpreta esto como la impedancia del tejido comprendido
entre los anillos y lo visualiza en la pantalla LCD junto con el voltaje de referencia.
38
4. DESARROLLO INGENIERIL
4.1 PLANTEAMENTO GENERAL
Se propone el diseño y construcción a escala nanométrica de un dispositivo
electrónico implantable "Nano puente Aurículo-ventricular artificial cardiaco" que
sustituiría el área interrumpida por lesión del nodo Aurículo-ventricular en
pacientes con cardiopatías de este tipo.
El tamaño físico final esperado del dispositivo ha sido estimado entre 4 y 5
milímetros aproximadamente, y con un funcionamiento básico que se diferencia
del de los marcapasos artificiales cardiacos tradicionales, no solo en el tamaño
sino en la serie de eventos mediante los cuales se logra la estimulación eléctrica
artificial guardando mayor similitud con el sistema electrofisiológico natural (Ver
Figura 5).
Figura 5. Vasos Sanguíneos relacionados en el procedimiento
Fuente: El Corazón, Microsoft Encarta ® 2008, Microsoft Corporation.
El camino del catéter es a través de la vena cava superior, ya que es un acceso al
nodo AV y porque tiene un diámetro interno grande en comparación con los vasos
vecinos.
Para localizar el tejido especializado del nodo AV, se procede a hacer mediciones
de las propiedades electrofisiologías, más específicamente de la resistencia
eléctrica, para esto el electrodo de la punta del catéter aplica un potencial a través
del grupo de células en contacto, dependiendo del valor de voltaje que logra pasar
de una punta a la otra, se asigna un valor en ohmios el programa de medición,
39
este es comparado con una referencia que esta previamente calibrada, de esta
manera se logra detectar el lugar exacto del nodo AV, lo cual es fundamental
para la implantación del marcapasos.20
Una vez localizado el nodo AV, el mismo catéter se convierte un canal de
transporte entre el exterior y la superficie del nodo AV, de esta manera hacernos
pasar por el interior del catéter el dispositivo y se ubica de manea manual sobre el
tejido especializado.
El especialista con la ayuda de una perilla, realiza los movimientos necesarios
para fijar el dispositivo (Ver Figura 6).
Figura 6. Medición de la resistencia eléctrica.
Cátodo
Ánodo
Endocardio
Tejido especializado: Nodo AV
4.1.1 Descripción del Nano puente. La diferencia del Nano puente A-V con el
marcapasos tradicional está en que el Nano puente no genera pulsos eléctricos
artificiales en su funcionamiento normal, sino que censa, retarda, conduce,
amplifica y re-inyecta los pulsos (creando un puente artificial) fisiológicos naturales
del corazón entre la Aurícula y el Ventrículo (ver figura 7).
Figura 7. Posible apariencia externa del Nano puente.
A. Tamaño y diseño básico
En lo referente al tamaño y diseño básico de este dispositivo, se espera que el
tamaño físico final del Nano puente A-V sea de 5 milímetros de largo por 3
20
PUURTINEN Merja. “Bioamplifier Work”. Tampere University of Technology,
Ragnar Granit Institute, Medical Electronics Laboratory, 2003
40
milímetros de ancho aproximadamente, sin incluir los electrodos receptores y
transmisores. Una capa de material flexible encapsula todo el sistema; en el
interior se alojan la fuente de poder y los circuitos electrónicos que amplifican el
pulso electrofisiológico; los sistemas de control internos, como también la conexión
al sistema de transmisión y de control externos no invasivos (ver Figura 8).
Figura 8. Posible apariencia interna del Nano puente.
B. Sistema de control
Para el control del Nano puente se establece comunicación bidireccional:
la
recepción de información en forma de electrocardiográfica, impedancia,
resistencia para el funcionamiento de los electrodos y la transmisión de los
parámetros para la programación del sistema como son: frecuencia, voltaje,
selección de parámetros de baja y alta frecuencia, ancho de pulso, sensitividad de
recepción de los pulsos naturales y control del sistema de estimulación para
taquiarritmias.
C. Fuente de poder
La fuente piezoeléctrica de poder está formada por una disposición de cristales
naturales seleccionados por alto rendimiento de producción de corriente eléctrica,
tallados en forma ovalada cónica para obtener la mayor densidad de los cristales
dentro del espacio físico diseñado. Por tratarse de circuitos que no requieren
baterías, sino que dependen de un sistema piezoeléctrico u otro alterno, la
longevidad puede considerarse teóricamente indefinida.
El consumo eléctrico de los nano componentes del puente será muy bajo se
utilizaran muy probablemente tecnología CMOs.
41
4.1.2 Diagrama de funcionamiento general
INICIO
Preparación del paciente, previo a
la intervención
Calibración del sistema, Unir el nano puente al
collarín del cable guía
Verificar la correcta ubicación angular y lineal
del nano puente con respecto a la perilla
Inicio procedimiento quirúrgico utilizando la
técnica de Seldinger
Encender el sistema electrónico e iniciar los
movimientos de exploración observando
Cada uno de los datos mostrados
En la pantalla LCD
Al ubicar el nodo AV, realizar los movimientos de
implantación del dispositivo y proceder con la
extracción del catéter
Iniciar verificación del correcto
funcionamiento del nano puente, Suturar
FIN
42
4.2
DESARROLLO ELECTRÓNICO
Características del microcontrolador. Para comparar un microcontrolador con
otro, es necesario saber cuál será la aplicación que se le dará al microcontrolador,
la relación costo-beneficio, las características funcionales y la facilidad de manejo;
en este caso es necesario leer el valor de impedancia representado por un voltaje
análogo proveniente de un circuito puente, es necesario el manejo de conversores
analógicos-digitales y visualización de LCD.
Microcontroladores Freescale MC68HC08.
El uso microcontroladores Freescale MC68HC08 (originalmente Motorola HC08)
se impone. Estos microcontroladores fueron introducidos al mercado para
competir con los microcontroladores de Microchip. A pesar que actualmente la
popularidad y disponibilidad de herramientas de software para estos
microcontroladores es menor que la de los microcontroladores PIC, esta familia
de dispositivos tiene ciertos atractivos, como un menor costo frente al PIC16F873,
convertidores A/D en casi todas sus versiones, señales PWM, oscilador interno, y
la disponibilidad gratuita del popular entorno de desarrollo CodeWarrior, pero el
manejo de LCD no es tan sencillo com el de los microcontroladores PIC porque
manejan una lógica distinta.
Microcontroladores PIC de Microchip.
Los microcontroladores PIC de Microchip Technology Inc. combinan una gran
calidad unida a un bajo coste y un excelente rendimiento. Un gran número de
estos microcontroladores se usan en una gran cantidad de aplicaciones tan
comunes como periféricos del ordenador, datos de entrada automoción de datos,
sistemas de seguridad y aplicaciones en el sector de telecomunicaciones
Las características más representativas de los PIC son las siguientes:
•
•
•
•
•
•
•
Arquitectura del procesador tipo Harvard.
Técnica de segmentación o pipe-line en la ejecución de las instrucciones.
El formato de todas las instrucciones tiene la misma longitud.
Procesador RISC (Computador de Juego de Instrucciones Reducido).
Todas las instrucciones son ortogonales.
Arquitectura basada en “banco de registros”.
Diversidad de modelos de microcontroladores con prestaciones y recursos
diferentes.
43
• Herramientas de soporte potentes y económicas.21
• En el modelo de arquitectura Harvard la UCP se conecta de forma
independiente y con buses distintos con la memoria de instrucciones y con
la de datos, permitiendo acceder simultáneamente a las dos memorias.
4.2.1 Características del microcontrolador PIC 16F873. Este microcontrolador
es bastante es bastante práctico y fácil de usar porque ya tiene incorporados un
conversor análogo A/D de 10 bits multicanal además de Puerto Serie
multifuncional (Ver Figura 9).
Figura 9. Descripcion Pines PIC 16F873.
Fuente: MANUAL DE MICROCONTROLADOR PIC16F873, F.I.M.E.E
En la siguiente tabla podemos observar más claramente la descripción de cada
uno de los pines del microcontrolador 16F873 (Ver Tabla 2)
21
UNIVERSIDAD DE JAEN, Adquisición de Magnitudes Físicas Mediante
Microcontrolador, Granada, España, Julio de 2000,
44
Tabla 2. Descripcion Pines PIC 16F873
Pin
Tipo
Descripción
OSC1/CLKIN
E
Entrada de oscilador de cristal
OSC2/CLKOUT
S
Salida de oscilador de cristal
MCLR/VPP/THV
E/V
Reset o entrada de voltaje de programación
RA0/AN0
RA1/AN1 3 3
RA2/AN2/VREF
E/S
E/S
E/S
RA3/AN3/VREF+
E/S
RA4/T0CKI
E/S
RA5/SS/AN4
E/S
RB0/INT
E/S
PUERTO A es un puerto bidireccional de E/S
RA0 También puede ser entrada analógica 0
RA1 También puede ser entrada analógica 1
RA2 También puede ser entrada analógica 2 o
referencia analógica de voltaje negativo
RA3 También puede ser entrada analógica 3 o
referencia analógica de voltaje positivo
RA4 Puede ser también la entrada de reloj
del módulo Temporizador 0
RA5 También puede ser entrada analógica 4
o esclavo en la selección de puertos serial síncrono
PUERTO B es un puerto bidireccional de E/S
RB0 También puede ser pin de interrupción externa
RB1, RB2
RB3/ PGM
E/S
E/S
RB3 Puede ser
programación
RB4, RB5
RB6/PGC
RB7/PGD
E/S
E/S
E/S
Reloj de programación serial
Dato serial de programación
45
entrada
de
bajo
voltaje
de
RC0/T1OSO/T1CKI
E/S
RC1/T1OSI/CCP2
E/S
RC2/CCP1
E/S
RC3/SCK/SCL
E/S
RC4
E/S
RC5
RC6/TX/CK
RC7/RX/DT
VSS
VDD
E/S
E/S
E/S
G
V
PUERTOC es un puerto bidireccional de E/S
RC0 Puede ser la salida del oscilador Timer1
o entrada de reloj de Timer1
ST RC1 Puede ser la entrada del oscilador Timer1
o entrada de Captura2/salida de Captura2/PWM2
RC2 entrada Captura1/salida Comparador1/salida
PWM1
RC3 puede ser entrada reloj de reloj de síncrona
serial
RC4 puede ser entrada de dato SPI (en modo SPI)
RC5 puede ser salida de dato SPI (en modo SPI)
RC6 Puede ser pin transmisión USART
RC7 Puede ser pin de recepción USART
Referencia de tierra
Fuente positiva
Fuente: MANUAL DE MICROCONTROLADOR PIC 16F873, F.I.M.E.E
4.2.2 Diagrama de bloques funcionamiento electrónico. La siguiente figura
explica mediante bloques el funcionamiento básico del equipo (Ver Figura 10).
Breve descripción de las etapas
Acondicionamiento de la señal: Esta etapa es la encargada de: elevar el nivel
de tensión generada de la excitación del tejido, mediante los electrodos del catéter
que a su vez están conectados a un puente de Wheastone para comparar los
valores de resistencia eléctrica, esta salida se linealiza y se pasa a un
amplificador de instrumentación AD620 AN,
Módulo de control principal: implementado a partir de un microcontrolador
PIC16F873 de Microchip. Tiene la función de controlar las conversiones análogas
a digitales y realizar los cálculos de comparación y rutinas de visualización; Su
programación se llevó a cabo en lenguaje assembler
46
Figura 10. Diagrama en bloques del sistema
Sensor
(Electrodos)
Acondicionamiento
Señal
Microcontrolador
Puente de
Wheastone
Amplificador
Conversor 1
A\D
Conversor 2
A\D
Señal de
referencia
Algoritmo
Display LCD
(Visualización)
Conversor analógico-digital: Cumple la función de digitalizar la señal (niveles
entre 0 y 5V) entregada por la etapa de acondicionamiento para ingresarla al
Módulo de Control Principal
Señal de referencia (calibración): Previo al comienzo de cada examen, el equipo
lleva a cabo una rutina de calibración, la cual consiste en la medición de una
resistencia patrón para obtener el valor aproximado de el tejido a ubicar y tenerla
en cuenta en la medición del paciente, disminuyendo así errores por posibles
cambios por temperatura o envejecimiento de los componentes. Para ello consta
de un potenciómetro de precisión conectado a la entrada del conversor 2.
LCD: Posibilitan la lectura de los de los datos de la medición.
47
4.2.3 Diagrama de flujo funcionamiento electrónico. La siguiente figura explica
mediante un diagrama de flujo los procesos del circuito electrónico (Ver Figura 11).
Figura 11. Diagrama de flujo funcionamiento electrónico.
Fuente: Autor.
48
4.2.4 Puente de Wheatstone. Es el encargado de asociar un desbalance en los
valores de impedancia a valores de voltaje, Como el valor las resistencias R están
balanceadas en 400Ω para permitir un voltaje dentro del rango de 0 a 5V D.C.
Permitiendo así al conversor análogo digital comparar los voltajes a la entrada
(Ver Figura 12).
Figura 12. Circuito Propuesto
Fuente: Autor.
La ganancia del amplificador AD620 se fija con la ayuda de una resistencia
externa llamada RG, o más precisamente por cualquier impedancia ubicada entre
los pines 1y 8, este amplificador está diseñado para ganancias con errores del
orden de 0.1%–1%, se muestra los valores requeridos en RG para diferentes
ganancias (Ver Tabla 3).
Nótese que G = 1, la RG se encuentra desconectada (RG = ∞) Cualquier ganancia
se puede calcular mediante la siguiente fórmula:
49
Tabla 3. Valores requeridos para RG
Fuente: ANALOG DEVICES INC., AD620 Low Cost, Low Power Instrumentation
Amplifier Data Sheet, 1999.
ERRORES DE MEDICIÓN RELACIONADOS CON EL AMPLIFICADOR:
Se atribuyen los errores bajos del AD620 a dos fuentes, la entrada y a los errores
del rendimiento. El error del rendimiento es dividido por G cuando se refiere a la
entrada. En la práctica, los errores de la entrada dominan a las ganancias altas y
los errores del rendimiento dominan a las ganancias bajas.
El VOS total para una ganancia dada es calculado como:
El Error total RTI = el error de la entrada + (el error/G del rendimiento)
El Error total RTO = (el error de la entrada ´ G) + el error del rendimiento
PROTECCIÓN DE LA ENTRADA: El AD620 ofrece 400 W de serie la resistencia
de película delgada en sus
entradas, y resistirá las cargas excesivas de la
entrada seguramente de a ±15 V o ±60 mA durante varias horas.22
22
ANALOG DEVICES INC., AD620 Low Cost, Low Power Instrumentation
Amplifier Data Sheet, 1999.
50
4.2.5 Esquemático general de conexiones. La configuración de conexión del
microcontrolador 16F873 y sus accesorios es la siguiente (Ver Figura 13).
Figura 13. Esquemático general de conexiones
Fuente: Autor.
La señal de referencia es un nivel de voltaje entro 0 y 5V D.C. Ajustable con un
potenciómetro, este voltaje se aplica a la entrada de un segundo conversor
Análogo-Digital para compararlo con la señal medida.
El LED a la salida del Pin 15 se enciende cuando el valor de referencia es igual al
valor medido, esto me sirve como un indicador adicional al display LCD.
51
4.3 DESARROLLO MECÁNICO
Esta es la posible apariencia del sistema completo, el modelamiento CAD de todas
las piezas del sistema se trabajaron con SOLID EDGE V19 licencia académica
(Ver Figura 14).
Figura 14. Sistema completamente ensamblado
Los materiales sugeridos para conformar cada elemento y los factores que se
deben considerar en el diseño se explicaran más adelante, el posible
comportamiento de los componentes se simula con el software de elementos
finitos NASTRAN®; Las Unidades de medida utilizadas son según Sistema
Internacional (SI).
52
Figura 15. Partes del Sistema
4.3.1 Sistema de Guía. Para poder tener un control sobre los movimientos
angular y lineal o de profundidad trasmitidos de la mano del especialista a el Nano
puente. Dado que estos movimientos son muy delicados, se optó por implementar
en el diseño una perilla de control manual y no un medio distinto como motores u
actuadores (Ver Figura 16).
53
Figura 16. Perilla.
Simulación: Una fuerza de 50N es aplicada en la cara externa de la perilla y es
soportada por la superficie de la parte superior de la pistola.
• Características del material:
Material Name ABS Plastic, medium impact
Mass Density 1024,000 kg/m^3
54
Young's Modulus 2275269,810 kPa
Poisson's Ratio 0,400
Thermal Expansion
Coefficient
0,0001 /C
Thermal Conductivity 0,002 kW/m-C
Yield Strength 43436,969 kPa
Ultimate Strength 0,000 kPa
• Tipo de Elemento utilizado para el análisis:
Mesh Type Tetrahedral Mesh
Number of elements 1.134
Number of nodes 2.395
Solver Type Nastran
• Análisis de Esfuerzos:
Figura 17. Esfuerzos en la Perilla
55
• Análisis de desplazamientos:
Figura 18. Deformación en la Perilla
• Factor de seguridad:
• Análisis de resultados:
La carga es distribuida uniformemente y no se compromete el diseño, el borde
más delgado ubicado en el eje “Y” de la perilla es la zona con mayor
concentración de esfuerzos.
Funcionamiento: los movimientos son transmitidos directamente al Nano puente
que está en el interior del catéter, La perilla posee un indicador visual de ángulo y
una escala de profundidad para facilitar la manipulación por parte del especialista.
56
Figura 19. Perilla de ajuste angular y profundidad.
4.3.2 Cable flexible Guía.
Este componente es el encargado de trasmitir los
movimientos que se generan con la perilla de ajuste. Para cumplir esto, el cable
guía debe ser de tipo Straight Tip es decir de punta recta, el cable guía disponible
en el mercado es el modelo Cordis Emerald 502-558 (Ver Tabla 3).
Tabla 4. Cables Guía disponibles.
Fuente: Cordis Corporation, Emerald Guidewires Ordering Catalog, 2008.
La característica más importante de este cable guía es para su correcto
funcionamiento, requiere de un bajo coeficiente de fricción entre la superficie
interna del catéter y el cable para poder manipular muy suavemente al Nano
puente, para poder lograr esto, el cable guía tiene un recubrimiento superficial en
teflón ante la imposibilidad de utilizar lubricantes de otro tipo como aceites o
grasas y además tiene una textura en anillos muy finos que reducen al área de
contacto con el interior del catéter, además de un recubrimiento en heparina que
es un compuesto químico hemolítico que previene la obstrucción por trombosis
(Ver Figura 20).
57
Figura 20. Cable flexible guía.
4.3.3 Collarín de sujeción del dispositivo. La unión entre el cable guía y el
Nano puente es un sub-conjunto denominado “Collarín de sujeción” el cual está
compuesto por un cuadrante y un collarín (Ver figura 21).
Figura 21. Componentes collarín.
Cuadrante
Imán cerámico
• Cuadrante: La función del cuadrante es auto-alinear la punta del catéter
con respecto al Nano puente y así tener un ajuste al eje cuadrado, la parte
superior es más ancha que el fondo para facilitar la entrada del dispositivo
como una especie de embudo, además permite transmitir los movimientos
angulares al Nano puente.
58
• Imán cerámico: Por medio de atracción magnética mantiene unido al Nano
puente con el cable guía, por su pequeño tamaño se sugiere un material de
alto poder atractivo como el Neodimio (Ver Figura 22).
Figura 22. Unión Collarín-Nano puente.
Figura 23. Collarín.
59
4.3.4 Diseño del Catéter. Se deben considerar que camino del catéter es a
través de la vena subclavia vía vena cava superior, la cual sirve de acceso al
endocardio y tiene un diámetro interno de aproximadamente 8 milímetros; la
flexibilidad es el parámetro clave para lograr llegar al tejido endocárdico y
finalmente al nodo AV, para el diámetro interno del catéter se tiene debe ser
coherente con el tamaño del dispositivo y del collarín de unión (Ver Figura 24).
Figura 24. Catéter.
4.3.5 Electrodos. Los electrodos son los componentes generalmente metálicos
que conducen la señal eléctrica desde el endocardio al circuito electrónico. El
diseño y los materiales de los catéteres electrodos influyen en su desempeño,
estabilidad y características de manipulación.
Para este diseño en particular, la medición de la impedancia del tejido
especializado del Nodo AV es la principal tarea a realizar por los electrodos, esta
permite la ubicación óptima del dispositivo de estimulación.
Para el diseñar los electrodos del catéter, se consideran tres factores principales:
Propiedades estructurales, Propiedades eléctricas y costos de fabricación
Propiedades Eléctricas
Están directamente relacionadas con la estructura molecular del conductor y su
facilidad para llevar la corriente si, junto con el otro factor que determina la
naturaleza del comportamiento eléctrico que es la forma geométrica del electrodo,
de la forma geométrica se destacan el área transversal, la longitud y la superficie
activa de contacto como las variables más relevantes.
El uso de nuevas formas de poliuretano y silicona para el aislamiento ha permitido
desarrollar catéteres electrodos más flexibles y fáciles de manipular, y con ninguno
se generan problemas relacionados con su coeficiente de fricción.
60
Factores como la distancia entre electrodos, el tamaño del cátodo, y el material de
aislamiento influyen sobre la rigidez del catéter y la transmisión de fuerza sobre la
pared miocárdica, provocando traumatismo, inflamación y hasta perforación
cardíaca.23
Propiedades Estructurales
Los electrodos al ser componentes del catéter, también tienen que ayustarse a los
limitantes de diseño del mismo y no afectar ni su flexibilidad ni su resistencia
mecánica, tampoco debe afectar las mediciones por una autoinducción generada
por la corriente.
Diseño Propuesto:
Para cumplir con estos requerimientos, se propuso el diseño de doble hélice
contraria para los cables que llevan la señal desde los electrodos a la etapa de
acondicionamiento de señal, a continuación se explica con mayor profundidad este
diseño.
El cátodo se une a la pistola por un cable en espiras que va con el sentido de las
manecillas del reloj (color plata), y a su vez del ánodo sale otro cable (Dorado)
con una hélice con sentido contrario a las manecillas del reloj dorada (Ver Figura
25).
Figura 25. Cables electrodos.
De esta manera logramos contrarrestar la posible fuerza producida por la
inducción de la corriente que pasa por las espiras y además se contribuye a
23
HAYES DL, GRAHAM KJ, IRWIN M, VIDAILLET H, DISLER G, SWEESY M ET
AL. Multicenter experience with a bipolar tined polyurethane ventricular lead.
Pacing Clinical Electrophysiogy, 1995, 999-1004p.
61
fortalecer la pared del catéter.
Puntas de los Electrodos
Las puntas de los electrodos son las superficies de exploración que entraran en
contacto directo con el tejido del endocardio.
Para estas superficies, la configuración más común es de anillo-punta, donde la
punta es el ánodo y el anillo distal es cátodo para realizar mediciones
endocavitarias, pero como este catéter es de medición y transporte, la
configuración cambia (Ver Figura 26).
Figura 26. Electrodo.
62
Figura 27. Detalle Electrodo.
Este diseño particular propone dos electrodos en forma de anillos, guardando
similitud con los electrodos tradicionales, pero reemplaza la punta ciega proximal
del catéter por otro anillo, para tener una salida para el canal de transporte del
catéter.
Los catéteres son fabricados con compuestos de silicona; generalmente son de
color Cian (Ver Figura 28).
Figura 28. Descripción electrodos.
La escala catéter francesa (abreviada como Fr, pero también a menudo como FR
o F) normalmente se utiliza para medir el diámetro exterior de instrumentos
médicos cilíndricos como los catéteres.
La Medida francesa fue inventada por el fabricante Parisino de instrumentos
quirúrgicos Joseph-Frédéric-Benoit Charrière en el siglo IXX.
En el sistema de la Medida francés como él también es conocido, el diámetro en
los milímetros del catéter puede determinarse dividiendo el tamaño francés por 3,
así un tamaño francés creciente corresponde con un catéter del diámetro más
grande. Las ecuaciones siguientes resumen las relaciones:
D(mm) = Fr/3 o Fr = D(mm)*3
Por ejemplo, si el tamaño francés es 9, el diámetro es 3 mm.
63
Para usos industriales se fijaron los valores del 3 al 34 en la escala francesa como
el estándar a aplicar para el diseño de catéteres (Ver Tabla 4).
Tabla 5. Escala Francesa
French Catheter Scale
*sizes are Outside Diameter
French
INCH
mm
3
0.039
1
4
0.053
1.35
5
0.066
1.67
6
0.079
2
7
0.092
2.3
8
0.105
2.7
9
0.118
3
10
0.131
3.3
11
0.144
3.7
12
0.158
4
13
0.170
4.3
14
0.184
4.7
15
0.197
5
16
0.210
5.3
17
0.223
5.7
18
0.236
6
19
0.249
6.3
20
0.263
6.7
22
0.288
7.3
24
0.315
8
26
0.341
8.7
28
0.367
9.3
30
0.393
10
32
0.419
10.7
34
0.445
11.3
Fuente:The
French
Catheter
Scale,
Dirección
URL:
http://www.texloc.com/closet/cl_french_scale.html, Última actualizacion enero de
2005
64
Las variables a considerar en las puntas del electrodo son la superficie activa
proximal, la superficie activa distal y la distancia entre polos (Ver Tabla 5).
Tabla 6. Comparación de las especificaciones de tres modelos de catéteres
que utilizan electrodos endocavitarios.
Tendril®
Capsurefix
Novus®
5076
(Medtronic®)
Bipolar
Transvenoso
52 cm/59 cm
2,4 mm
1488T
(St Jude
Medical®)
Bipolar
transvenoso
52 y 58 cm
2,1 mm
8 French
7 French
7 French
5,7 mm2
8,0 mm2
4,2 mm2
35 mm2
16 mm2
22 mm2
11,0 mm
13,8 mm
10,0 mm
Activa
1,9 mm
Activa
1,8 mm
Activa
1,8 mm
Sí
Sí
Sí
Silicona
Silicona
Silicona
IS-1
Acetato
dexametasona
IS-1
Dexametasona
fosfato
IS-1
Acetato
dexametasona
Flextend®
4087/4088
(Guidant Corp®)
Tipo de electrodo
Longitud
Diámetro externo
Tamaño
introductor
Superficie
activa
punta
Superficie
activa
anillo
Distancia
entre
polos
Tipo de fijación
Tamaño
hélix
retráctil
Hélix activo
Aislamiento
externo
Tipo de conector
Esteroides
Bipolar
transvenoso
52 y 58 cm
2,0 mm
Fuente: FRANGINI S Patricia, Ismael Vergara S, Rolando González A, Alejandro
Fajuri N, Mariana Baeza La Comparison Of Three Brands Of Intracardiac
Pacemarker Leads,. Rev Méd Chile 2006; 134: 1427-1435
Distancia entre Polos:
La elección de esta distancia es una medida suficiente como para realimentar el
potencial aplicado al tejido, se optó por una distancia comúnmente utilizada que
es de 10 milímetros entre los polos del electrodo.
65
Superficie activa distal
Con base en el diseño Tendril® 14887 de St. Jude Medical®. Se dimensionan los
anillos proximal y distal:
Figura 29. Superficie activa.
Estos 16 mm2, al tener una superficie relativamente pequeña, la flexibilidad no se
ve afectada y es muy sencillo fabricarlos a partir de láminas planas, deben ser
materiales de excelente conductividad eléctrica.
4.3.6 Conjunto pistola y caja de circuitos. El diseño propuesto es el de un
dispositivo liviano y totalmente desechable (Ver Figura 30).
Figura 30. Conjunto pistola
Está compuesto por una caja inferior de circuitos y una cubierta superior
encargada de mantener unidos la perilla y el catéter como un todo; la caja de
circuitos como su nombre lo indica es la encargada de contener los circuitos
electrónicos, tiene un diseño anatómico de bordes redondeados para mayor
66
comodidad y fácil manipulación.
Simulación: Análisis de presiones de 0,5 KPa aplicadas sobre los costados de la
caja de circuitos, simulando un apretón fuerte con la mano.
• Características del material:
Material Name ABS Plastic, medium impact
Mass Density 1024,000 kg/m^3
Young's Modulus 2275269,810 kPa
Poisson's Ratio 0,400
Thermal Expansion
Coefficient
0,0001 /C
Thermal Conductivity 0,002 kW/m-C
Yield Strength 43436,969 kPa
Ultimate Strength 0,000 kPa
• Tipo de Elemento utilizado para el análisis:
Mesh Type Tetrahedral Mesh
Number of elements 26.868
Number of nodes 54.195
Solver Type Nastran
• Análisis de Esfuerzos:
67
Figura 31. Esfuerzos en la Caja de Circuitos
• Análisis de desplazamientos:
Figura 32. Deformación en la Caja de Circuitos
68
• Factor de seguridad:
• Análisis de resultados:
La carga es distribuida uniformemente y no se compromete el diseño, El espesor
de la pared es suficiente como para garantizar la integridad de la pieza bajo este
tipo de cargas.
Figura 33. Caja de Circuitos
69
Simulación: Una fuerza de 50N es aplicada sobre la cara externa de la tapa, la
restricción es la cara opuesta sobre la caja de circuitos.
• Características del material:
Material Name ABS Plastic, medium impact
Mass Density 1024,000 kg/m^3
Young's Modulus 2275269,810 kPa
Poisson's Ratio 0,400
Thermal Expansion
Coefficient
0,0001 /C
Thermal Conductivity 0,002 kW/m-C
Yield Strength 43436,969 kPa
Ultimate Strength 0,000 kPa
• Tipo de Elemento utilizado para el análisis:
Mesh Type Tetrahedral Mesh
Number of elements 3.852
Number of nodes 8.201
• Análisis de Esfuerzos:
70
Figura 34. Esfuerzos en la Tapa Frontal
• Análisis de desplazamientos:
Figura 35. Deformación en la Tapa Frontal
71
• Factor de seguridad:
• Análisis de resultados:
La deformación es mínima debido a que el apoyo en el borde interno de la tapa
sobre la caja de circuitos distribuye de manera uniforme la carga aplicada y
restringe los movimientos; la mayor concentración de esfuerzos se observa sobre
el borde superior e inferior.
Figura 36. Tapa Frontal.
72
La caja se cierra a presión por acción de la tapa (macho) que se une a cuatro
soportes ubicados en la caja (hembra) o caja de circuitos (Ver Figura 38).
Figura 37. Tapa.
Figura 38. Unión Tapa Frontal.
La tapa es muy fácil de retirar debido a que no tiene tornillos o uniones móviles;
además tiene una apertura para la pantalla LCD y botón de ON-OFF, La caja de
circuitos tiene un perfil en su parte superior que permite deslizar la pieza con la
perilla y el catéter, esto facilita su ensamblaje y también separar con facilidad los
circuitos electrónicos del resto de la pistola (Ver Figura 29).
Figura 39. Caja de Circuitos abierta.
73
La parte superior tiene marcas de referencia para el control de profundidad y de
ángulo de inclinación, junto con la caja de circuitos es completamente desechable,
es transparente para permitir la visualización de la perilla entrando y girando a la
vez (Ver Figura 40).
Figura 40. Detalle parte superior descartable.
Simulación: Analisis bajo una fuerza de compresion de 0.5 kPa aplicada por la
perilla sobre la parte superior de la pistola.
• Características del material:
Material Name ABS Plastic, medium impact
Mass Density 1024,000 kg/m^3
Young's Modulus 2275269,810 kPa
Poisson's Ratio 0,400
Thermal Expansion
Coefficient
0,0001 /C
Thermal Conductivity 0,002 kW/m-C
Yield Strength 43436,969 kPa
Ultimate Strength 0,000 kPa
• Tipo de Elemento utilizado para el análisis:
Mesh Type Tetrahedral Mesh
Number of elements 35.903
Number of nodes 59.969
Solver Type Nastran
74
• Análisis de Esfuerzos:
Figura 41. Esfuerzos en la Parte Superior
• Análisis de desplazamientos:
75
Figura 42. Deformación en la Parte Superior
• Factor de seguridad:
• Análisis de resultados:
La deformación de la pieza es mínima debido a la solidez del diseño y a las
propiedades mecánicas del ABS, el mayor desplazamiento se dio en el mismo eje
de compresión y en el eje normal a este con un ensanchamiento; se observa que
no hay un lugar específico donde las fuerzas se concentren sino que se
distribuyen uniformemente.
76
Figura 43. Parte superior descartable.
77
5. PRESENTACION Y ANALISIS DE RESULTADOS
Las mediciones simuladas en NI CIRCUIT DESIGN SUITE VERSION 10.0.1 de
National Instruments Corporation ©, para el circuito propuesto arrojaron los
siguientes datos (Ver Tabla 6).
Tabla 7. Valores de Voltaje a la Salida del Amplificador.
Vin (V)
0.904
0.955
1.007
1.217
1.427
1.617
1.807
1.979
2.151
2.307
2.464
2.607
2.750
2.881
3.012
3.132
3.253
3.364
3.475
3.578
LCD (Ω)
450
475
500
525
550
575
600
625
650
675
700
725
750
775
800
825
850
875
900
925
Donde Rg=49kΩ determina un porcentaje de error en la amplificación del orden de
0.1%–1.
Incrementando el valor de la resistencia entre los electrodos en un valor constante
de 25Ω y luego graficando el valor del voltaje la salida del AD620, podemos
analizar cómo se comporta la entrada de voltaje (Ver Figura 32).
78
Figura 44. Relación entre el voltaje y la resistencia.
Se observa como la variación de la resistencia respecto al voltaje es la salida del
amplificador de instrumentación es muy aproximada la una respuesta linealmente
proporcional, el valor del voltaje de 1,007V en la entrada microcontrolador es el
apropiado para localizar tejidos especializados de aproximadamente 500Ω,
recodemos que generalmente los tejidos vivos tienden a tener un valor de
resistencia eléctrica elevada.
Cuando los valores medidos son superiores a 925Ω o menores de 450 Ω no son
detectados (fuera de rango) porque el conversor análogo digital solo toma voltajes
entre 1 y 5V.
79
6. CONCLUSIONES
Los voltajes provenientes de señales biológicas son muy débiles y requieren
frecuentemente de un amplificador de instrumentación para poder tener niveles de
voltaje apropiados para los microcontroladores PIC.
La resolución máxima del microcontrolador PIC 16F873 es de 19.56mV por paso,
suficiente para realizar la comparación de impedancias, aunque la programación
del microcontrolador fija 25Ω como la medida mínima posible, con la ayuda del
LED indicador es posible tener una medición
un poco más sensible al
implementar el sistema.
El uso plástico ABS es una excelente opción para fabricar dispositivos
descartables por su bajo costo, facilidad de manejo y naturaleza inerte, los
recubrimientos superficiales de heparina y teflón son un avance muy importante en
la fabricación de catéteres, porque reducen la fricción, evitan riesgos de
obstrucción y trombosis.
Las herramientas de simulación electrónica son un apoyo útil en el momento de
analizar el comportamiento de circuitos no-lineales como puentes de resistencias.
El sistema propuesto puede ser fácilmente implementado como complemento a
las futuras pruebas con células de endocardio vivas, por razones ajenas a esta
investigación estas pruebas no se consiguieron realizar.
80
7. RECOMENDACIONES
Para tener una lectura correcta del instrumento y evitar fallos, se recomienda
revisar el nivel de carga de la batería o utilizar siempre una nueva, o en su defecto
una fuente regulada.
Para evitar descargas accidentales de estática, se recomienda disponer de
elementos que neutralicen este fenómeno.
La calibración del sistema debe realizarse en lo posible con un instrumento de tipo
patrón o un multímetro de alta precisión, apoyados previamente siempre de
estudios electrofisiológicos.
Para futuros estudios el uso de un microcontrolador de mayor capacidad (16 o 32
bits) podría ofrecer una mayor resolución y capacidad de análisis en frecuencia.
81
BIBLIOGRAFIA
ANALOG DEVICES INC., AD620 Low Cost, Low Power Instrumentation Amplifier
Data Sheet, 1999.
ANTZELEVITCH C, Yan GX, Shimizu W, Burashbikov A, Electrical heterogeneity,
the ECG, and cardiacarrhythmias, Philadelphia, W.B. Saunders Co., 1999.
CHIRIFE, Physiological principles of a new method for rate responsive pacing
using the pre-ejection interval, PACE 1988,1545-1554p
FYE WB. American Cardiology. The History of a Specialty and Its College.
Baltimore,
Md:
The
Johns
Hopkins
University
Press,
1996.
Geddes LA, Geddes LE. The Catheter Introducers. Chicago, Ill: Mobium Press,
1993, 38–39p.
HAYES DL, GRAHAM KJ, IRWIN M, VIDAILLET H, DISLER G, SWEESY M ET
AL. Multicenter experience with a bipolar tined polyurethane ventricular lead,
Pacing Clinical Electrophysiogy, 1995, 999-1004p.
ICIPC. Introducción a los Materiales Plásticos, Medellín, Julio 1996.
MANOLIS, Simeonidou E, Sousani E, Chiladakis J. Alternate sites of permanent
cardiac pacing: A randomized study of novel technology, Hellenic J Cardiology
2004, 145-149p.
MYERBURG, Kessler KM, Castellanos A, Sudden cardiac death: Structure,
function and time-dependence of risk, 1992.
OXFORD University, Signal Processing & Neural Networks Group, Dept. of
Engineering Science, 2001.
PARSONNET V. Bernstein AD, Perry GY.The nuclear pacemaker: Is renewed
interest warranted. Am J Cardiol 1990, 837-842p.
PUURTINEN Merja. “Bioamplifier Work”. Tampere University of Technology,
Ragnar Granit Institute, Medical Electronics Laboratory, 2003
REVISTA CUBANA DE CARDIOLOGÍA, Bloqueo AV Cardiaco, Página: 82
2001, 56-60 p.
82
REYNOLDS Pombo Jorge, 30 Años de Estimulación Cardiaca en Colombia, Ed.
Andes, Bogotá, 1988
RYAN TJ, The coronary angiogram and its seminal contribution to cardiovascular
medicine over five decades, Circulation. 2002, 752–756p.
SCHEINMAN MM,Morady F,Hess DS,Gonzalez R. Catheter-induced ablation of
the atriovetricular junction to control refractory supraventricular arrhythmias, JAMA
1982, 851-855p.
SCHOENFELD, Compton SJ, Mead RH, Weiss DN, Sherfesee L, Englund J,
Mongeon LR Remote monitoring of implantable cardioverter defibrillators: a
prospective analysis, PACE, 2004.
SUN, W Cameron, S Heymsfield, H Lukaski, D Schoeller, K Friedl, R Kuczmarsyi,
K Flegal, C Johnson, V Hubbard, Development of Bioelectrical Impedance Analysis
Prediction Equations for Body Composition with the use of a Multicomponent
model for use in Epidemiologic Surveys, American Society for Clinical Nutrition,
2003.
UNIVERSIDAD DE JAEN, Adquisición de Magnitudes
Microcontrolador, Granada, España, Julio de 2000,
83
Físicas
Mediante
ANEXOS.
ANEXO A. Programa microcontrolador
List p=16F873
include "p16f873.inc";
__config(_PWRTE_OFF & _XT_OSC & _WDT_OFF & _CP_OFF &
_DEBUG_OFF &_CPD_OFF &_LVP_OFF &_BODEN_OFF )
#DEFINE BANK0 BCF STATUS,5
#DEFINE
BANK1
BSF STATUS,5
#DEFINE RS PORTC,5
#DEFINE
EN PORTC,6
#DEFINE
CARRY STATUS,0
#DEFINE
ZERO STATUS,2
REG1
EQU 0X20
REG2
EQU 0X21
REGA
EQU 0X23
REGB
EQU 0X24
REGC
EQU 0X25
CounterA
EQU 0X26
CounterB
EQU 0X27
CounterC
EQU 0X28
CONTABLA EQU 0X29
REGSEG
EQU 0X2A
DEC1
EQU 0X2B
UNI1
EQU 0X2C
DEC
EQU 0X2D
CEN
EQU 0X2E
DAT10
EQU 0X2F
DAT11
EQU 0X30
DAT12
EQU 0X31
REGIS
EQU 0X32
SETS
EQU 0X33
ORG 0X00
GOTO INICIO
TABLA1
ADDWF PCL,1
RETLW
"R"
RETLW
"r"
RETLW
"e"
; PRIMERA LINEA
84
RETLW
"f"
RETLW
""
RETLW
"="
RETLW
""
RETLW
""
RETLW
""
RETLW
""
RETLW
""
RETLW
""
RETLW
""
RETLW
""
TABLA2
ADDWF PCL,1
RETLW
"R"
RETLW
"s"
RETLW
"e"
RETLW
"n"
RETLW
""
RETLW
"="
RETLW
""
RETLW
""
RETLW
""
RETLW
""
RETLW
""
RETLW
""
RETLW
""
RETLW
""
INICIO
; PRIMERA LINEA
BANK1
MOVLW
0XFF
;CONFIGURACION DE PUERTOS
MOVWF
TRISA
CLRF
TRISB
MOVLW
0X00
MOVWF
TRISC
MOVLW
0X04
MOVWF
ADCON1 ;CONFUGURACION DE AN_0 , AN_1 Y ADRESH
BANK0
CALL RETARDO
CLRF
REG1
CLRF
REG2
MOVLW
0X38
CALL SCONTROL
85
MOVLW
0X38
CALL SCONTROL
MOVLW
0X38
CALL SCONTROL
MOVLW
0X38
CALL SCONTROL
MOVLW
0X02 ; CURSOR A CASA
CALL SCONTROL
MOVLW
0X28 ; 8 BITS 2 LINEA
CALL SCONTROL
MOVLW 0X06
; MENSAJE FIJO
CALL SCONTROL
MOVLW 0X0C
; DISPLAY ON
CALL SCONTROL
MOVLW
0X01
CALL SCONTROL
CALL MENS1
CALL MENS2
ADCMAS
CALL RETARDO ;SUBRUTINA DE CONVERSION ANALOGA DIGITAL
MOVLW
0X01
MOVWF
ADCON0
NOP
NOP
NOP
NOP
NOP
NOP
BSF
ADCON0,2 ;GO DONE
NOP
NOP
NOP
LLL BTFSC
ADCON0,2
GOTO
LLL
NOP
NOP
MOVFW
ADRESH
MOVWF REG1
;******************************************************************
ADCMENOS
86
MOVLW
MOVWF
NOP
NOP
NOP
NOP
NOP
NOP
BSF
NOP
NOP
NOP
0X09
ADCON0
BTFSC
GOTO
NOP
NOP
ADCON0,2
LLL1
ADCON0,2 ;GO DONE
LLL1
MOVFW
MOVWF
ADRESH
REG2
CALL VISU
MOVFW
REG1
XORWF
REG2,0
BTFSS
ZERO
GOTOLLL2
BSF PORTC,4
GOTO ADCMAS
LLL2 BCF PORTC,4
GOTO ADCMAS
RETARDO
;Time Delay = .050003 s with Osc = 4.000000 MHz
movlw D'65'
movwf REGB
movlw D'238'
movwf REGA
loop decfsz REGA,1
goto loop
decfsz REGB,1
goto loop
RETURN
MENS1
87
CLRF CONTABLA
MOVLW
0X80
CALL SCONTROL
LOOPA
MOVF CONTABLA,0
CALL TABLA1
CALL SCDATO
MOVF CONTABLA,0
XORLW
.13
BTFSC
STATUS,2
RETURN
INCF CONTABLA,1
GOTOLOOPA
MENS2
CLRF CONTABLA
MOVLW
0XC0
CALL SCONTROL
LOOPB
MOVF CONTABLA,0
CALL TABLA2
CALL SCDATO
MOVF CONTABLA,0
XORLW
.13
BTFSC
STATUS,2
RETURN
INCF CONTABLA,1
GOTOLOOPB
SCONTROL
BCF RS
GOTO
SCDATO
BSF RS
LOOPX
NOP
BSF EN
MOVWF
MOVLW
ANDWF
NOP
SWAPF
ANDLW
IORWF
LOOPX
REGSEG
0XF0
PORTC,1
REGSEG,0
0X0F
PORTC,1
88
CALL RTX2
BCF EN
CALL RTX2
BSF EN
MOVLW
ANDWF
NOP
MOVF
ANDLW
IORWF
CALL RTX2
BCF EN
CALL RTX2
BSF EN
RETURN
; TIEMPO CORTO
; TIEMPO CORTO
0XF0
PORTC,1
REGSEG,0
0X0F
PORTC,1
; TIEMPO CORTO
; TIEMPO CORTO
RTX2 ;PIC Time Delay = 0,002 s with Osc = 4.0 MHz
movlw D'3'
movwf CounterB
movlw D'151'
movwf CounterA
lpr
decfsz CounterA,1
goto lpr
decfsz CounterB,1
goto lpr
return
RET_FLA
;PIC Time Delay = 0,2500020 s with Osc = 4 MHz
movlw D'2'
movwf CounterC
movlw D'70'
movwf CounterB
movlw D'168'
movwf CounterA
loop1
decfsz CounterA,1
goto loop1
decfsz CounterB,1
goto loop1
decfsz CounterC,1
goto loop1
return
VISU
89
MOVFW
REG1
MOVWF
REGIS
CALL CONV
BTFSC
SETS,0
GOTOVISU1
MOVLW
0X87
CALL SCONTROL
MOVLW
0X30
ADDWF
DAT10,1
MOVF DAT10,0
CALL SCDATO
MOVLW
0X30
ADDWF
DAT11,1
MOVF DAT11,0
CALL SCDATO
MOVLW
0X30
ADDWF
DAT12,1
MOVF DAT12,0
CALL SCDATO
VISU1 MOVFW
REG2
MOVWF
REGIS
CALL CONV
BTFSC
SETS,0
RETURN
MOVLW
0XC7
CALL SCONTROL
MOVLW
0X30
ADDWF
DAT10,1
MOVF DAT10,0
CALL SCDATO
MOVLW
0X30
ADDWF
DAT11,1
MOVF DAT11,0
CALL SCDATO
MOVLW
0X30
ADDWF
DAT12,1
MOVF DAT12,0
CALL SCDATO
RETURN
CONV MOVLW
XORWF
BTFSS
0X2B
REGIS,0
ZERO
90
GOTO$+.6
MOVLW
.4
MOVWF
DAT10
MOVLW
.5
MOVWF
DAT11
GOTOCERO
MOVLW
0X2D
XORWF
REGIS,0
BTFSS
ZERO
GOTO$+.6
MOVLW
.4
MOVWF
DAT10
MOVLW
.7
MOVWF
DAT11
GOTOCINCO
MOVLW
0X30
XORWF
REGIS,0
BTFSS
ZERO
GOTO$+.6
MOVLW
.5
MOVWF
DAT10
MOVLW
.0
MOVWF
DAT11
GOTOCERO
MOVLW
0X3C
XORWF
REGIS,0
BTFSS
ZERO
GOTO$+.6
MOVLW
.5
MOVWF
DAT10
MOVLW
.2
MOVWF
DAT11
GOTOCINCO
MOVLW
0X46
XORWF
REGIS,0
BTFSS
ZERO
GOTO$+.6
MOVLW
.5
MOVWF
DAT10
MOVLW
.5
MOVWF
DAT11
91
GOTOCERO
MOVLW
0X4F
XORWF
REGIS,0
BTFSS
ZERO
GOTO$+.6
MOVLW
.5
MOVWF
DAT10
MOVLW
.7
MOVWF
DAT11
GOTOCINCO
MOVLW
0X59
XORWF
REGIS,0
BTFSS
ZERO
GOTO$+.6
MOVLW
.6
MOVWF
DAT10
MOVLW
.0
MOVWF
DAT11
GOTOCERO
MOVLW
0X61
XORWF
REGIS,0
BTFSS
ZERO
GOTO$+.6
MOVLW
.6
MOVWF
DAT10
MOVLW
.2
MOVWF
DAT11
GOTOCINCO
MOVLW
0X6A
XORWF
REGIS,0
BTFSS
ZERO
GOTO$+.6
MOVLW
.6
MOVWF
DAT10
MOVLW
.5
MOVWF
DAT11
GOTOCERO
MOVLW
XORWF
0X72
REGIS,0
92
BTFSS
ZERO
GOTO$+.6
MOVLW
.6
MOVWF
DAT10
MOVLW
.7
MOVWF
DAT11
GOTOCINCO
MOVLW
0X7A
XORWF
REGIS,0
BTFSS
ZERO
GOTO$+.6
MOVLW
.7
MOVWF
DAT10
MOVLW
.0
MOVWF
DAT11
GOTOCERO
MOVLW
0X81
XORWF
REGIS,0
BTFSS
ZERO
GOTO$+.6
MOVLW
.7
MOVWF
DAT10
MOVLW
.2
MOVWF
DAT11
GOTOCINCO
MOVLW
0X89
XORWF
REGIS,0
BTFSS
ZERO
GOTO$+.6
MOVLW
.7
MOVWF
DAT10
MOVLW
.5
MOVWF
DAT11
GOTOCERO
MOVLW
XORWF
BTFSS
GOTO$+.6
MOVLW
MOVWF
0X8F
REGIS,0
ZERO
.7
DAT10
93
MOVLW
.7
MOVWF
DAT11
GOTOCINCO
MOVLW
0X96
XORWF
REGIS,0
BTFSS
ZERO
GOTO$+.6
MOVLW
.8
MOVWF
DAT10
MOVLW
.0
MOVWF
DAT11
GOTOCERO
MOVLW
0X9C
XORWF
REGIS,0
BTFSS
ZERO
GOTO$+.6
MOVLW
.8
MOVWF
DAT10
MOVLW
.2
MOVWF
DAT11
GOTOCINCO
MOVLW
0XA2
XORWF
REGIS,0
BTFSS
ZERO
GOTO$+.6
MOVLW
.8
MOVWF
DAT10
MOVLW
.5
MOVWF
DAT11
GOTOCERO
MOVLW
0XA8
XORWF
REGIS,0
BTFSS
ZERO
GOTO$+.6
MOVLW
.8
MOVWF
DAT10
MOVLW
.7
MOVWF
DAT11
GOTOCINCO
MOVLW
0XAE
94
XORWF
REGIS,0
BTFSS
ZERO
GOTO$+.6
MOVLW
.9
MOVWF
DAT10
MOVLW
.0
MOVWF
DAT11
GOTOCERO
MOVLW
0XB2
XORWF
REGIS,0
BTFSS
ZERO
GOTO$+.6
MOVLW
.9
MOVWF
DAT10
MOVLW
.2
MOVWF
DAT11
GOTOCINCO
BSF SETS,0
RETURN
CERO
MOVLW
.0
MOVWF
DAT12
BCF SETS,0
RETURN
CINCO
MOVLW
.5
MOVWF
DAT12
BCF SETS,0
RETURN
END
95