Universidad Tecnológica de Querétaro

Jorge Luis Jaime Narváez
Universidad Tecnológica
de Querétaro
Firmado digitalmente por Universidad Tecnológica de
Querétaro
Nombre de reconocimiento (DN): cn=Universidad Tecnológica
de Querétaro, o=Universidad Tecnológica de Querétaro, ou,
[email protected], c=MX
Fecha: 2011.05.26 14:57:46 -05'00'
UNIVERSIDAD TECNOLÓGICA DE QUERÉTARO
Monitoreo Automático de Signos Vitales
Memoria
Que como parte de los requisitos para obtener
Monitoreo Automático de signos vitales
el titulo de
Ingeniera en Tecnologías de la Automatización
Presenta
Jorge Luis Jaime Narváez
Asesor de la UTEQ
Asesor de la Empresa
Joaquín Antonio
Eduardo Martínez
2011
Santoyo Rodríguez
Querétaro, Querétaro a 05 de Mayo del 2011
Querétaro, Qro. , a ____ de ____________ de _____.
.
C.
Matrícula:
Candidato al grado de _________________
en ______________________
Presente
AUTORIZACIÓN DE PRESENTACIÓN DE MEMORIA
El que suscribe, por medio del presente le informa a Usted, que se le autoriza la
presentación
de
su
memoria
de
la
Estadía
“______________________________________”,
profesional,
realizado
titulada:
en
la
empresa:______________________________________________________________.
Trabajo que fue revisado y aprobado por el Comité de Asesores, integrado por:
________________________
Asesor de la Empresa
________________________
Profesor Asesor
Se hace constar el NO adeudo de materiales en las siguientes áreas.
______________________ ______________________ ________________________
__
_
__
Biblioteca UTEQ
Lab. Informática
Lab. de Tecnología
Atentamente
______________________________
Director de la División
C.c.p.
<<Nombre>>.- Subdirector de Servicios Escolares
Archivo
2
Agradecimientos
Antes que nada el primer agradecimiento es a Dios por darme el privilegio de vivir
y de tener una familia unida. Por darme el criterio para ir por el mejor camino y
superar los obstáculos que se presentan en la vida.
Agradezco en segundo lugar a mis padres ya que sin ellos no seria lo que soy
ahora, gracias por la educación inculcada y por los valores recibidos. Por ser un
apoyo incondicional en las adversidades y por las grandes alegrías obtenidas a lo
largo de toda nuestra vida.
Agradezco a mis hermanos la unión que hemos tenido, el apoyo brindado a mis
Padres y a mí. Por sus concejos oportunos siendo con el único motivo de ayudar.
También agradezco a mis amigos y a todas las personas que han sido parte
importante en mi vida porque ellos también contribuyeron a ser lo que ahora soy.
Resumen
Se busca realizar un instrumento virtual el cual sea capaz de obtener los valores
de la frecuencia cardiaca y respiratoria y de tener los datos obtenidos en un
registro para que así éstos puedan ser valorados y estudiados.
Todo esto se elabora mediante la realización de tarjetas de adquisición, una para
la realizar la medición del pulso cardiaco del paciente y la otra para la medición de
la frecuencia cardiaca, las cuales se compondrán de una serie de varias etapas
entre ellas, la etapa de filtrado de señal y la de amplificación de señal,
la
adquisición de las señales y manejo de ellas se realizaran por medio de un
microcontrolador, que será el encargado manipular y mandar las señales al
instrumento virtual LabView, este encargado de monitorizar y manejar las señal.
3
Para un mejor estudio de los valores de la frecuencia cardiaca y respiratoria se
podrán almacenar y así poder llevar un registro del paciente. Así como incluso si
se requiere mandar los datos a otro lugar éstos serán más fácil enviarlos, como
por ejemplo vía Internet.
Abstract
We are looking forward to do a virtual instrument which is capable to get the
breathing and heart frequency values and to have the gotten data into a register as
well these can be valued and studied.
All this will be done by the acquisition cards making, one to do the measure of
cardiac pulse of the patient and the other to measure the heart frequency which will
be compound by a series of several stages among them, the sign filtration stage
and the sign amplification, the acquirement of the signs and management of them
will be dome by a micro controller, this will be in charge of the manipulation and
signs sending to the virtual instrument LabView, this in charge of monitories and
signs management.
For a better study of the heart and breathing frequency values, these could be
stored and so, have a patient’s register. As though, it requires to send data to
another places, making it easy to send them by for example internet way.
4
CONTENIDO
AGRADECIMIENTOS
3
RESUMEN
3
ABSTRACT
4
ÍNDICE
5
I
INTRODUCCIÓN
8
II
ANTECEDENTES
8
III
JUSTIFICACIÓN
9
IV
OBJETIVO
9
V
ALCANCES.
9
VI
FUNDAMENTACION TEORICA
SISTEMA CIRCULATORIO
10
6.1
Anatomía del corazón
10
6.2
Función cardiaca
10
6.3
Frecuencia cardiaca
11
6.3.1 Frecuencia cardiaca máxima.
13
6.4
Frecuencia Respiratoria
14
6.5
Fisiología del Pulso
15
6.6
Parámetros de Diagnóstico a partir de la forma de
6.7
Onda del Pulso
18
Técnicas de Medición del Pulso
19
5
6.7.1
Método del registro del pulso a partir de los
cambios en el volumen arterial.
6.7.2
Método pletismográfico con sensor
fotorresistivo.
6.7.3
Grafica de Gantt
VIII
RECURSOS MATERIALES Y HUMANOS
IX
DESARROLLO DEL PROYECTO
26
9.1
Proyecto
27
9.2
Fuente de alimentación
27
9.3
Sensor fotopletismográfico
29
9.3.1 Diseño del circuito
31
Sensor de frecuencia respiratoria
37
9.4.1 Diseño del circuito
38
9.5
Tarjeta de adquisición de datos
44
9.6
Programa del microcontrolador
47
9.7
Programa de LabView
48
9.4
RESULTADOS OBTENIDOS
10.1 Resultados del Proyecto
XI
24
PLAN DE ACTIVIDADES
7.1
X
22
Comparación entre los
diferentes métodos
VII
19
ANALISIS DE RIESGOS
51
51
52
6
XII
CONCLUCIONES
52
XIII
RECOMENDACIONES
52
XIV
REFERENCIAS BIBIOGRAFICA
53
7
I. Introducción.
La medición de parámetros es un instrumento muy utilizado hoy en día en la gran
mayoría de las actividades que realizamos cotidianamente.
El tema que trataremos es sobre mediciones que pueden son de gran ayuda para
el tratamiento de una persona así como también el mejoramiento de esta.
El tema que abordaremos está enfocado dos parámetros muy bien conocidos en
el área médica como lo son la frecuencia Cardiaca y Frecuencia Respiratoria.
La Frecuencia Respiratoria la mediremos por medio de la saturación que el
paciente puede llegar a presentar.
La saturación de un paciente la podemos medir mediante varios métodos, pero el
que utilizaremos en esta presentación será el “Método Fotopletismográfico”
La frecuencia cardiaca utilizaremos un sensor de temperatura, para que por medio
de este parámetro podamos identificar claramente la Frecuencia cardiaca con la
que el paciente se encuentra.
II. Antecedentes.
EL hospital ángeles de Querétaro cuanta con aéreas criticas dentro del hospital
como los son Quirófano y Terapia.
Dentro de dichas áreas se monitoriza al paciente para valorar su salud, checando
así sus signos vitales por medio de monitores.
Estos monitores en reiteradas ocasiones no son los suficientes por lo que el
hospital requiere de la renta de equipos.
El rentar un monitor es caro y el comprar uno lo es más, aparte que el al rentar
también incluye una responsabilidad si en monitor se regresa en mal estado el
hospital es el encargado de pagar dicho daño.
8
Por lo que surgió como el proyecto de la realización de una maquina virtual capaz
de poder monitorizar y ser flexible en el sentido de que cualquier computadora
pueda tener el alcance de poder realizar dicha tarea.
III. Objetivo
Reducir costos por la renta de equipo de monitorización.
IV. Justificación
Los fines a los que se pretende llegar con la realización del proyecto es la
reducción de costos y sobretodo la flexibilidad que puede dar el monitorizar al
paciente, a si como la comodidad de poder realizar dicha tarea desde una
computadora portátil.
V. Alcance
La realización del proyecto tendrá como grandes beneficios el ahorro de dinero así
como el poder satisfacer la necesidad en cualquier hospital que requiera de
monitorizar a cualquier paciente.
Y la facilidad de poder trasladar la información a cualquier lugar y poder ser
estudiada en el lugar que más le convenga al médico.
Así como también pensado en un futuro la posibilidad de patentar el equipo virtual.
9
VI. Fundamentación Teórica.
Sistema Circulatorio
6.1 Anatomía del Corazón
El corazón es un órgano muscular situado en medio del tórax que tiene,
tanto en el lado derecho como en el izquierdo, una cavidad superior llamada
aurícula, que recibe la sangre, y una cavidad inferior llamada ventrículo, que la
expulsa.
Las funciones primarias del sistema circulatorio consisten en proporcionar
oxígeno a todo el organismo y al mismo tiempo liberarlo de los productos de
desecho. En concreto, esta función supone recoger la sangre del organismo,
pobre en oxígeno, y bombearla hacia los pulmones, donde se oxigena y libera el
anhídrido carbónico; luego el corazón conduce esta sangre rica en oxígeno hacia
todos los tejidos del organismo.
6.2 La Función Cardiaca
Con cada latido, las cavidades del corazón se relajan y se llenan de sangre,
período llamado diástole y cuando se contraen, la expelen período llamado sístole.
Primero, la sangre pobre en oxígeno y sobrecargada de anhídrido carbónico
proveniente del organismo llega a la aurícula derecha a través de las dos venas
más grandes, las venas cavas superior e inferior. Cuando la aurícula derecha se
llena, impulsa la sangre hacia el ventrículo derecho; cuando éste se llena, la
bombea a través de la válvula pulmonar hacia las arterias pulmonares para que
llegue a los pulmones. En los pulmones la sangre fluye a través de pequeños
10
capilares que rodean los sacos de aire, absorbiendo oxígeno y liberando anhídrido
carbónico para luego exhalarla. La sangre ya rica en oxígeno circula por las venas
pulmonares hasta la aurícula izquierda. Este circuito entre el lado derecho del
corazón, los pulmones y la aurícula izquierda se denomina circulación pulmonar.
Cuando la aurícula izquierda se llena empuja la sangre hacia el interior del
ventrículo izquierdo; cuando éste a su vez se llena impulsa la sangre a través de la
válvula aórtica hacia la aorta. Esta sangre rica en oxígeno abastece a todo el
organismo excepto a los pulmones.
6.3 Frecuencia Cardiaca
La frecuencia cardiaca es la magnitud decisiva para la adaptación al
rendimiento,
puesto que las cavidades del corazón por sus peculiaridades
anatómicas disponen de un estrecho margen para aumentar el volumen de sangre
por pulsación.
La elevación del volumen sistólico como reacción a la adaptación a un
trabajo sólo tiene lugar al inicio de la carga de trabajo después permanece estable
aunque se aumente la intensidad de la carga. El mayor aumento del volumen
sistólico se produce inmediatamente después de finalizar una carga como
consecuencia de que la frecuencia cardiaca disminuye muy rápidamente, mientras
que la corriente venosa de retorno es aún muy elevada. El aumento del volumen
sistólico una vez pasado el valor de carga máximo puede mantenerse hasta tres
minutos, dependiendo de la intensidad de la carga. En contraposición, la
frecuencia cardiaca aumenta de forma lineal y en paralelo con la intensidad de la
carga.
11
La frecuencia cardiaca es de suma importancia ya que es uno de los
factores que influyen en el gasto cardíaco, además de ser un parámetro de fácil
obtención que proporciona información de lo que ocurre a nivel cardiovascular. Un
punto importante a tener en cuenta es que la frecuencia cardiaca en reposo se ve
afectada por los cambios posturales.
Unos valores bajos de la frecuencia cardiaca pueden ser interpretados de
diferentes maneras: una cardiopatía (corazón débil), o de un alto valor Volumen
Sistólico (VS) que podría ser consecuencia a características congénitas o de
entrenamiento. Las mujeres tienen una frecuencia cardiaca más alta que los
hombres del orden de 5 a 10 pulsaciones más elevadas por minutos: el motivo se
cree que se debe a que la capacidad para transportar oxigeno es menor ya que
los niveles de hemoglobina son algo inferiores que en los hombres, lo que implica
un mayor gasto cardiaco.
La relación de la frecuencia cardiaca con la intensidad del ejercicio se
puede establecer como consecuencia de la relación que existe entre el consumo
de oxígeno y el gasto cardíaco. Para no caer en errores importantes hay que tener
en cuenta los siguientes puntos: Si comparamos atletas entrenados y no
entrenados para una misma frecuencia cardiaca los entrenados tendrán mayor
capacidad de trabajo, así como diferenciar los sexos, con el entrenamiento se
produce una disminución de la frecuencia cardiaca para una misma intensidad y
para finalizar la edad, con la edad va disminuyendo la frecuencia cardiaca para
una misma intensidad.
12
6.3.1 Frecuencia Cardiaca Máxima
A la hora de emprender un plan de entrenamiento para la mejora de la
capacidad cardiovascular o capacidad aeróbica, no es cuestión de salir a correr a
cualquier ritmo. La forma de poder controlar la intensidad del ejercicio, es muy
simple a través de la Frecuencia Cardiaca (FC).
Se establece como Frecuencia Cardiaca Máxima (FCM) el número máximo
de latidos al que debe llegar y va variando con la edad, independientemente de la
raza o sexo, ya sea en niños o adultos.
Para la obtención de la FCM existen numerosas fórmulas una de ellas es la de Hill
y Wasserman mostrada en la ecuación 1.1
FCM= 209,2 – (0,74 x Edad)
(1.1)
Es decir para una persona de una edad de 50 años se aplicaría así 209,2 –
(0,74 x 50) = 172,2 p/min.; éstos valores se deben de aplicar para personas con
edades superiores a los 15 años y con el matiz de que las personas de la tercera
edad que se encuentren en buena forma pueden inducirnos a subestimarlas.
Otra fórmula para establecer la FCM de una manera más general es la ecuación
1.2:
FCM = 220 – edad
(1.2)
Por ejemplo, Carlos tiene 23 años (220 – 23) = 197. Entrenando a su
máxima capacidad llegaría a las 195 pulsaciones por minuto. No se recomienda ir
más allá de ese límite.
Según a la intensidad que entrenemos obtendremos beneficios diferentes,
no es lo mismo querer perder peso, que querer aumentar la capacidad aeróbico,
que aumentar la potencia aeróbica o anaeróbica.
13
Si estás empezando a entrenar se recomienda que no te exijas demasiado
y que entrenes a un 50 % de tu FCM, aplica la siguiente fórmula:
Puedes intercalar caminata con trote suave.
FC = (220-edad) * % esf/100
Siguiendo con el ejemplo, Carlos desea entrenar a un esfuerzo del 70 %, ya que
quiere bajar de peso, luego:
FC = (220-23) * 70 / 100
FC = 138 pp
6.4 Frecuencia Respiratoria
La frecuencia respiratoria es el número de veces que una persona respira
en un período determinado de tiempo. La frecuencia respiratoria aumenta con la
fiebre y con algunas enfermedades. El mejor momento de medirle la frecuencia
respiratoria a una persona es cuando ella está descansando, tal vez después de
medirle el pulso cuando uno aún tenga los dedos sobre su muñeca. Es probable
que la frecuencia respiratoria cambie si la persona se da cuenta de que usted la
está midiendo.
Frecuencia respiratoria normal en descanso:

Primeros 12 meses de vida: 40–60 respiraciones/minuto.

1–6 años: 18–26 respiraciones/minuto.

7 años–adulto: 12–24 respiraciones/minuto.
14
[6]
Cuando el paciente tiene un aumento de frecuencia se dice que este tiene
taquipnea, esto puede indicar que tenga hipoxia, hipertermia, dolor, hipercapnia,
sepsis temprana, o acidosis metabólica. Si el paciente tiene una disminución de
frecuencia se dice que tiene bradipnea.
6.5 Fisiología del Pulso
El pulso tiene su propia velocidad de propagación, la cual es mayor que la
velocidad de la sangre y depende, entre otros factores, de la elasticidad arterial,
de la relación diámetro-espesor de la arteria y también de la presión media, pero
no depende de la velocidad de la sangre. En las arterias cercanas al corazón,
como la aorta descendente, la velocidad de propagación del pulso es baja (4m/s).
Aumenta en las arterias periféricas (10m/s) y también se incrementa con la edad y
la arteriosclerosis.
El pulso es consecuencia de la elasticidad arterial (figura. 1.1). Esta
elasticidad en la aorta es la que le permite aligerar el trabajo del corazón, pues en
la sístole la aorta aumenta su diámetro, contrayéndose durante la diástole, con lo
cual se impulsa adicionalmente sangre hacia el tronco arterial.
15
Figura 1.1 Circulación en la aorta.
La función de la aorta alivia el trabajo del corazón, puesto que la velocidad
de la sangre no decrece hasta cero. La onda del pulso originada en la sístole (con
una velocidad de 4-6m/s) se sobrepone al flujo constante (con una velocidad de
0.2 – 0.6 m/s).
El análisis de la onda del pulso nos muestra una marcada similitud con la onda de
presión. En la figura 1.2 se muestra la forma de onda del pulso en las arterias
subclavia y radial
16
Figura 1.2 Forma de onda del pulso en las arterias subclavia y radial.
De la forma de onda del pulso se obtienen:
Duración de la sístole = Ts
Duración de la diástole = Td
Duración del pulso = Tp
A partir de curvas de pulso registradas simultáneamente en dos puntos a diferente
distancia del corazón, puede obtenerse la velocidad de propagación del pulso (v)
mostrada en la ecuación 1.3.
v
d 2  d1

Donde:
d2 = distancia a la arteria radial (cm.).
d1 = distancia a la arteria subclavia (cm.).
 = defasamiento entre dos inicios del ascenso (s).
17
(1.3)
Cuanto menos elástica sea la pared arterial, mayor será esta velocidad.
6.6 Parámetros de Diagnóstico a partir de la forma de Onda del Pulso
A partir de la grafica del pulso es posible obtener los siguientes parámetros
clínicos:
a) Frecuencia cardiaca. Valores típicos entre 60 y 80 latidos/min.
Valores mínimos entre 40 y 60 latidos/min. (como ocurre entre los atletas).
Valor máximo: 250 latidos/min.
b) Regularidad. En combinación con el registro del ECG puede
observarse la falta de un pulso a pesar de un ciclo cardiaco; por ejemplo,
cuando se presenta una extrasístole.
c) Intensidad del pulso. Diferencia entre la presión sistólica y la
presión diastolita como medida aproximada del volumen de eyección. En la
aorta existe una amplitud de pulso de aproximadamente 120 - 80 = 40
mmHg, mientras que la arteria femoral aumenta a
140-75=65 mmHg, aunque la presión media disminuya de la aorta
(95mmHg) a la femoral (90 mmHg).
d) Velocidad del desarrollo de cada onda de pulso. El pulso venoso
tiene una dirección contraria al pulso arterial; esto se conoce como “pulso
negativo”.
18
6.7 Técnicas de Medición del Pulso
La forma de onda del pulso puede sensarse a partir de: las deflexiones de
la pared arterial, la medición de fuerza en la superficie de la piel sobre un vaso
sanguíneo, el grado de irrigación capilar y las variaciones en la impedancia
eléctrica de una extremidad. Estos sensores no están calibrados directamente en
términos de presión, pero responden a cambios de presión relativos.
6.7.1 Método del registro del Pulso a partir de los cambios en el Volumen
Arterial
La figura 1.3 representa el sensado volumétrico del pulso sanguíneo. El método de
transducción puede ser resistivo, capacitivo, inductivo y óptico. En teoría, este
método restringe muy poco el movimiento de la piel sobre el vaso ya que la fuerza
de contacto es casi nula. Sin embargo, la pared arterial y la piel sobre ella no se
desplazan linealmente con respecto a las variaciones de presión sanguínea, lo
cual genera distorsiones en la forma de onda registrada.
Método de medición de la fuerza aplicada por la pared arterial según BouckeBrecht. En este caso, la fuerza o el esfuerzo se mide en contacto con la piel sobre
la arteria pulsando (véase la figura 1.3 b). Utiliza como transductor un
condensador con capacitancia en función de la presión. Sobre una capacitancia
inicial (Co = 140nF) actúa la presión variable de la pared arterial (véase la figura
1.8).
19
Figura 1.3 sensores de pulso arterial: a) medición volumétrica a partir del
desplazamiento, y b) medición de presión con un tonómetro.
La capacitancia es mediante la ecuación 1.4:
C  KP
(1.4)
Donde:
K = constante
p = presión
Manteniendo una carga constante se obtiene la ecuación 1.4:
V
q
C
En la figura 1.4 se muestra el circuito utilizado el cual es el siguiente:
20
(1.4)
Figura 1.4 Circuito para medición de pulso según Boucke-Brecht.
La constante de tiempo del circuito de polarización del transductor es:
 1  R1C1  (50 10 6 )  (2.2 10 6 )  110s
Dicha constante es grande en comparación con la constante de tiempo del pulso
 p  1.5s ; por lo tanto, la carga puede considerarse una carga constante.
V  V 
q
C  C
V  V 
C V
C  C
Puesto que q  C V
1
V
C

V
C  C
Y finalmente se tiene la ecuación 1.5
21
V
C

V
C  C
(1.5)
Sustituyendo los valores numéricos,
V0  100V
V  5103
C1  2.2 10 6 F
C 
5  10 3V
 2.2  10 6 F  110 pF
100V
Para obtener una variación en la capacitancia  C de 110pF, basta aplicar
solamente una fuerza de 5 gr. en la aorta. Para desacoplar el voltaje de registro
del voltaje de polarización se emplea un filtro pasa-altas de dos etapas.
6.7.2 Método pletismográfico con sensor fotorresistivo
Una fuente luminosa ilumina o atraviesa con luz el tejido corporal (véase la
figura 1.5). La modulación de la corriente luminosa debida al pulso es recogida por
un transductor eléctrico y enviada al registrador.
22
Figura 1.5 Conjunto de lámpara y receptor fotoeléctrico para la detección del
pulso.
A su vez, la fotorresistencia es parte del circuito de la figura 1.6.
Donde:
Rph = fotorresistencia.
 Rph = incremento de Rph al incidir la luz.
R1 y R2 = divisor de tensiones.
Vcd = voltaje en corriente directa aplicado.
v = voltaje medido.
 v = señal de voltaje.
500k  Rph  1.5M .
23
Figura 1.6 Diagrama eléctrico de un receptor fotoeléctrico.
La señal de voltaje proporcional al pulso es mostrada en la ecuación 1.6
v
R1  R ph VC .D.
4R ph  R1  R ph
(1.6)
Estos transductores se colocan principalmente en las puntas de los dedos
de la mano y en los lóbulos del oído. Para no generar ninguna interferencia con la
medición, es recomendable impedir la incidencia de luz externa a su interior. Esta
sensibilidad a la luz puede reducirse si se emplean fotodetectores en la región del
infrarrojo con una longitud de onda cercana a los 800 nm. El detector es recubierto
con un filtro óptico que elimina la radiación visible. Una ventaja adicional es que
los cambios en saturación de oxígeno de la sangre no afectan la señal detectada.
6.7.3 Comparación entre los diferentes métodos
Los diferentes métodos de medición del pulso pueden quedar comprendidos en
tres tipos:
1. Obtención del grado de llenado de las arterias por medio de un
desplazamiento.
24
2. Obtención del grado de llenado de las arterias por medio de acoplamiento
de una fuerza (transductor capacitivo).
3. Obtención del grado de llenado de las arterias mediante la medición de la
absorción de la luz en los tejidos (pletismografía óptica).
En el primer método, el desplazamiento volumétrico del vaso no varía
linealmente con el pulso arterial o venoso.
En el segundo método, al ejercerse una presión sobre el vaso sanguíneo,
especialmente en venas, se está produciendo un error de medición.
El tercer método mide prácticamente la irrigación sanguínea en el manto
capilar, la cual está sujeta a grandes variaciones por regulación. En personas
sensibles pueden variar considerablemente los resultados.
Todas estas mediciones se dificultan debido al mecanismo de regulación del
cuerpo a influencias psíquicas (ruidos, luz o temperatura) o a influencias previas al
estudio (ingestión de alimentos, cafeína, alcohol, nicotina, etc.).
25
VII
PLAN DE ACTIVIDADES
7.1 Gráfica de Gantt
Las actividades que se realizaron (Figura 1.7) están ordenadas según la prioridad
que tiene para el proyecto y la finalidad que tiene cada uno de ellos para fin de
cumplir con el proyecto.
Todas estas actividades están programadas en una grafica de Gantt.
Figura 1.7 Grafica de Gantt
26
IX
DESARROLLO DEL PROYECTO
9.1 Proyecto
En la figura 9.1 se muestra el diagrama a bloques del prototipo. En éste se
puede ver cada etapa. En la parte de sensor son el fototransistor para la
frecuencia
cardiaca
y
el
LM35
para
la
frecuencia
respiratoria.
El
acondicionamiento de señal se armaron dos circuitos para cada caso. Para la
adquisición de datos se utilizó una tarjeta de adquisición de datos la cual ya se
había armado anteriormente, el procesamiento de señal es el programa de
LabView en el cual se obtienen los datos y aquí se pueden manipular.
9.1 Diagrama a bloques del prototipo.
9.2 Fuente de alimentación
La primer parte que se hizo para el desarrollo del proyecto es la fuente de
alimentación. La fuente se diseñó para alimentar todo el proyecto. Ésta consta de
un transformador de 120v a 24v y de 300mA suficiente para tener una
alimentación de 12v, -12v y 5v. Con éstos voltajes se alimentaran los sensores, los
circuitos de amplificación y el microcontrolador.
27
Como se muestra en la figura 9.2, la entrada de la fuente es el primario del
transformador, que es de 120 volts de corriente alterna. El transformador por ser
reductor entrega 24 volts simétricos en el secundario. Este voltaje se lleva a un
puente rectificador de onda completa formado por los cuatro diodos. Aquí se
colocan los capacitores de 1000uF para que se encarguen de suavizar la señal.
Los componentes restantes conforman la etapa de regulación y se
encargan de establecer el voltaje de salida y de eliminar al máximo el voltaje de
rizado. Así como los capacitores de 0.1uF y 10uF se utilizan para reducir el ruido.
Después sigue la etapa donde se regula el voltaje y esto se hace a través
de los circuitos integrados L7812AC, L7912AB y L7805AC.
Figura 9.2 Diagrama esquemático de la fuente de alimentación.
En la figura 9.3 se muestra una foto de la fuente armada en protoboard. Ya
que primero se armo en éste para hacer las pruebas correspondientes, es decir se
28
midieron los voltajes y se corroboró que funcionaba correctamente el diseño del
circuito.
Figura 9.3 Fotos de la fuente armada en protoboard.
9.3 Sensor fotopletismográfico.
Para la medición del pulso cardiaco se uso el método fotopletismográfico
con sensor fotorresistivo, el cual ya se explicó en la parte 6.7.2. Se utilizó este
método ya que lo consideramos el más sencillo para realizar así como seguro para
el paciente.
En la figura 9.4 se muestra como se armo un dedal, la forma en que se
utilizo el dedal fue colocando un led infrarrojo el cual es de ángulo cerrado y un
fototransistor para que este detectara la variación de luz emitida por el led a través
del dedo humano y así convertirla en variación de voltaje.
29
Figura 9.4 Armado del dedal.
Como se puede ver en la figura 9.5 para construir el dedal se utilizo un
dedal de monitor de ECG de desecho, al cual se le adaptaron el led y el
fototransistor, los cuales se fijaron y luego se pegaron a la base con resina.
Figura 9.5 Adaptación de los sensores en el dedal.
30
9.3.1 Diseño del circuito
Una vez armado el dedal, se diseñó un circuito el cual tiene la función de
acondicionar la variación de voltaje generada por los sensores. El cual consta de
tres etapas principalmente, las cuales son detección, amplificación y filtrado, es
decir, primero la señal debe ser amplificada para así poder tener una señal la cual
detectara el microcontrolador, de 5 volts y que a su vez no pasara de los 5 volts
por protección al microcontrolador ya que este voltaje es el que maneja. La señal
se amplificó mediante el Circuito Integrado (C.I.) INA101HP, el cual es un
amplificador de instrumentación. Para después ser filtrada.
Se realizaron los cálculos para que con el amplificador obtener una
ganancia de 589. La formula de ganancia de amplificación G utilizada fue la
mostrada en la formula 3.1:
G  1
40k
40000
10000
 1
 1
 589.235
Rg
68
17
(3.1)
Como se ve en la formula anterior se requiere de una resistencia de 68Ω
para obtener la ganancia deseada, 589. Sin embargo, se colocó un potenciómetro
debido a que la ganancia del amplificador es muy grande y con este se regula
para que el ruido no se haya detectado como señal.
Después de la amplificación de la señal ésta es filtrada a través de dos
filtros, un Filtro Pasa Bajas (LPF) y un Filtro Pasa Altas (HPF) de segundo orden.
Se utilizó un LPF tipo Bessel, el circuito es el que se muestra en la figura 9.6.
31
Figura 9.6 Filtro pasa bajas de segundo orden.
Se busco una frecuencia de corte de 2hz y las resistencias de 10kΩ. Así
obtendremos el valor de los capacitores.
fc  2Hz
  1.732
R1  R2  10k
Filtro pasa bajas de 2° orden.
kf  2fc  2 (2)  12.5663
C n1 
2


kz 
2
 1.1547
1.732
C n2 

2
R1 10k

 10k
Rn1
1

1.732
 0.866
2
C1 
C n1
1.1547

 9.18 *10 6  9.2  10F
kfkz (12.566)(10k )
C2 
Cn2
0.866

 6.89 *10 6  6.8  4.7 F
kfkz (12.566)(10k )
Como se puede observar en los cálculos los valores que se obtuvieron
teóricamente no son comerciales, por lo tanto en C1 se utilizó un capacitor de
4.7  F para acercarse al valor que se requería, así como en C 2. Para que con
32
éstos valores se acercara más a la frecuencia de corte. En C2 se utilizo un
capacitor 4.7  F. En la figura 9.7 se muestra el valor de la frecuencia de corte
obtenida. Estos cambios se hicieron para acercarse más a la frecuencia deseada.
Figura 9.7 Respuesta obtenida en el filtro pasa bajas.
Después de hacer estos cambios se obtuvo una frecuencia de corte de 1.923Hz.
El segundo filtro que se utilizó es un HPF tipo Bessel con una frecuencia de corte
de .2Hz, el circuito de este filtro se muestra en la figura 9.8.
Figura 9.8 Filtro pasa altas de segundo orden.
33
Los capacitores propuestos para este circuito son de 47μF. Así obtenemos el valor
de las resistencias.
fc  .2Hz
  1.732
C1  C2  47F
Filtro pasa altas de 2° orden.
kf  2fc  2 (.2)  1.3823
C1 
R n1 
C n1
Cn
1
 kz 

 15394.088
kfkz
kfC (1.3823)(47  )

2

1.732
 0.866
2
R n2 
2


2
1.1547
1.732
R1  Rn1 kz  (0.866)(15394.088)  13331.28  13.3k  12k
R2  Rn 2 kz  (1.1547)(15394.088)  17775.553  17.7 k  22k
En este filtro después de hacer las pruebas y observar que no se obtenía la
respuesta que se quería su tuvo que cambiar la resistencia R2 para forzar el
resultado a una frecuencia de corte 0.22Hz, la cual fue la mas cercana que
obtuvimos a lo esperado. La figura 9.9 nos muestra el resultado.
34
Figura 9.9 Resultado del filtro pasa altas.
Después de los filtros se ocuparon dos amplificadores no inversores para obtener
una señal con mejor calidad y con una amplitud de 0 a 5V. Así el microcontrolador
puede tener una lectura correcta. A continuación se desglosan los valores
obtenidos de cada amplificador no inversor. El circuito se muestra en la figura
9.10.
Figura 9.10 Amplificador no inversor.
 R f  39k
 
 18.7272
Amplificador 1: Av  1 
R
2
,
2
k
1


35
 R f  100k

 46.4545
Amplificador 2: Av  1 
R1  2,2k

La ganancia total de ambos inversores fue de 63% aproximadamente del valor
inicial.
Después de esto se puso una configuración de diodos la cual limitó el voltaje a 5V
necesarios para no sobrecargar el microcontrolador. En la última etapa del circuito,
el diodo zener 1N5231B limita el voltaje hasta 5.1V con una tolerancia de ±5%.
Después cada diodo 1N4148 los cuales son “detector de uso general” de alta
velocidad y disminuyen el voltaje hasta los 5V.
Como ya se mencionó primero se hicieron pruebas para comprobar que el circuito
se comportara como se deseaba estas pruebas se hicieron en protoboard, para
así poder realizar las mediciones etapa por etapa ya con los valores reales. En la
figura 9.11 se muestra el circuito armado en protoboard en el cual se hicieron las
pruebas.
Figura 9.11 Circuito para la medición del pulso cardiaco por medio del método del
pletismógrafo.
36
En la figura 9.12 se muestra el esquemático de todo el circuito. Éste se realizó en
el programa Multisim para después enrrutarlo en Ultiboard y hacer la baquelita.
En este mismo programa se hicieron también las simulaciones del circuito antes
de hacer las pruebas físicas.
Figura 9.12 Esquemático del circuito.
9.4 Sensor de la frecuencia respiratoria
Para medir la frecuencia respiratoria se diseño un circuito el cual sea capaz de
acondicionar la señal del sensor LM35. Este sensor se coloca en la nariz y la
variación del voltaje que este entrega según la medición que realice, se introduce
a LabView al igual que con las mediciones del Fotopletismógrafo.
Primero se le acondicionó el sensor a una mascarilla, para facilitar el uso y que se
menos molesto para los pacientes. Éste entrega una variación de 10mV por cada
ºC. Ésta se muestra en la figura 9.13.
37
Figura 9.13 Mascarilla con el sensor.
Para diseñar el circuito se llevaran acabo los mismos pasos que para el circuito
del pletismógrafo. Primero se hicieron los cálculos para después realizar las
simulaciones, luego se hicieron las pruebas en protoboard para después armarlo
en baquelita.
9.4.1 Diseño del circuito
La primera etapa del circuito es la amplificación, ésta se hizo con el INA101HP,
para obtener la ganancia deseada se colocó un potenciómetro de 2K  de
precisión de 25 vueltas. Ya que en la mascarilla se condensaba el calor, se tenia
que regular la ganancia de la amplificación para poder registrar los cambios de
38
temperatura cuando se estuviera respirando en la mascarilla, para así obtener un
mejor resultado.
Al terminar esta etapa se realizó una etapa para filtrar la señal, esta consiste en
dos filtros el primero un pasa bajas (figura 9.14) y el segundo un pasa altas de
segundo orden.
Figura 9.14 Filtro pasa bajas de segundo orden.
El filtro LPF es tipo Bessel. Con este filtro se buscó una frecuencia de corte de
4Hz.
fc  4Hz
  1.732
Filtro pasa bajas de segundo orden
39
R1  R2  3.3k
kf  2fc  2 (4)  25.1327
C n1 
2


kz 
2
 1.1547
1.732
C n2 

2
R1 3.3k

 3.3k
Rn1
1

1.732
 0.866
2
C1 
C n1
1.1547

 13.92 * 10 6  13.9   10F
kfkz (25.1327)(3.3k )
C2 
Cn2
0.866

 10.44 * 10 6  10.4   10F
kfkz (25.1327)(3.3k )
Después de realizar las pruebas en protoboard y no observar la respuesta
deseada se cambiaron los valores de los capacitores para acercarse más. Para
los valores de los capacitores se utilizaron de 10  F.
En la figura 9.15 se muestra lo obtenido en las pruebas, como se puede apreciar
el filtro tiene una frecuencia de corte de 3.846Hz. Valor que consideramos
bastante aceptable ya que es muy cercano al que se buscaba.
40
Figura 9.15 Resultado de las pruebas del filtro pasa bajas.
En la figura 9.16 se muestra el segundo filtro que se utilizó, este es un filtro HPF
tipo Bessel de segundo orden.
Figura 9.16 Filtro pasa altas de segundo orden.
La frecuencia de corte que se utilizó en este filtro es de .5Hz y así tenemos que si
se proponen los capacitores:
fc  0.5Hz
  1.732
41
C1  C2  470F
Filtro pasa altas de 2° orden.
kf  2fc  2 (.5)  3.1416
C1 
R n1 
C n1
Cn
1
 kz 

 677.255
kfkz
kfC (3.1416)(470 )

2

1.732
 0.866
2
R n2 
2


2
1.1547
1.732
R1  Rn1 kz  (0.866)(677.255)  586.027  586  1K
R2  Rn 2 kz  (1.1547)(6772.535)  782.026  782  1k
Al igual que en los otros filtros en éste también se cambiaron un poco los valores
teóricos con los valores reales, los cuales en este caso fueron los de las
resistencias, para forzar al resultado a que se acercara mas al deseado. En la
figura 9.17 se observa la foto de lo obtenido en el laboratorio con este filtro, la cual
fue una frecuencia de corte de 0.641Hz.
42
Figura 9.17 Resultado de la prueba del filtro pasa altas.
Es decir se eliminaron todas las frecuencias arriba de 3.846Hz y las menores de
0.641Hz. Dentro de estas frecuencias que se dejaron pasar son los valores del
rango de la frecuencia respiratoria normales.
Después de haber hecho las simulaciones y las pruebas físicas en protoboard
(figura 4.18) y ajustado los valores se elaboró el esquemático el cual se muestra
en la figura 4.19, éste se hizo al igual que los demás en el programa multisim.
Figura 9.18 Circuito construido en protoboard.
43
Figura 9.19 Esquemático del circuito.
9.5 Tarjeta de adquisición de datos
Después del acondicionamiento de las señales, tanto la de frecuencia respiratoria
como la cardiaca, es necesario analizarlas y comunicarlas con la PC mediante el
programa de LabView, para obtener dicha comunicación es necesario el apoyo de
una tarjeta de adquisición de datos basada en el microcontrolador PIC16F876A.
Un microcontrolador puede definirse como un sistema de computadora completo
incluyendo un CPU, memoria, reloj oscilador y I/O en el mismo circuito integrado.
Cuando carece de alguno de estos elementos, ya sea I/O o memoria, el circuito
integrado lleva el nombre de microprocesador.
Las tarjetas de adquisición de datos se conectan directamente al bus del
ordenador y permiten adquirir y procesar datos en tiempo real.
Cada tarjeta
presenta funciones diferentes, lo que da la posibilidad de utilizar una tarjeta para
aplicaciones muy variadas, como podría ser el conteo de eventos, la generación
de señales de salida, o la adquisición de señales de entrada. Normalmente una
44
tarjeta de adquisición de datos tan solo aporta los bloques de encaminamiento de
la señal, así como la medida de esta (con posibilidad de amplificación), las
funciones de cálculo, memoria y visualización las tiene que realizar el ordenador al
cual esté conectado la tarjeta. Esto se puede apreciar en el diagrama de bloques
que se muestra en la figura 9.20.
Figura 9.20 Diagrama de bloques de la tarjeta de adquisición.
Características de los sistemas de adquisición de datos.

Entradas analógicas: Se realiza la conversión a valores discretos de las
señales analógicas de entrada.

Salidas analógicas: Se convierten valores discretos en señales analógicas.
En la figura podemos ver dos canales de salida analógicos.

Entradas/salidas digitales: Para la adquisición/generación de señales
digitales.

Control: Circuitería encargada de controlar todo el flujo de datos entre los
distintos bloques incluyendo la temporización de las conversiones A/D y
D/A.

Interfaz con el bus: Se encarga de realizar las tareas de comunicación entre
la tarjeta y el bus de la PC.

Convertidor Analógico-Digital (ADC).
45
Poniendo como ejemplo: En la mayoría de los transductores, su salida son
señales eléctricas del tipo analógico. Sin embargo, el procesamiento de dichas
señales
es,
generalmente,
llevado
a
cabo
por
equipos
digitales
(microprocesadores, microcontroladores, computadoras, etc.)
Por ello se hace necesaria una conversión del tipo señal analógica a señal digital,
con lo que la información suministrada por el transductor podrá ser tratada
digitalmente, con las ventajas que ello ofrece como económicas y potencial de
procesamiento entre otras.
El microcontrolador es un sistema de computadora completo, incluyendo la CPU,
la memoria, un reloj oscilador y I/O en un único circuito integrado.
Las partes de cualquier computadora.
• Una Unidad Central de Proceso (CPU).
• Un reloj para secuenciar a la CPU.
• Memoria para el almacenamiento de instrucciones y datos.
• Entradas para ingresar información al sistema de computadora.
• Salidas para sacar información desde el sistema de computadora.
• Un programa que le da a la computadora una utilidad.
46
9.6 Programa del microcontrolador
En el programa se utilizó para la comunicación de los sensores con el LabView a
través del microprocesador.
Dicho programa detecta los pulsos provenientes de las tarjetas de amplificación y
filtrado de los sensores por medio de los convertidores analógico-digital. En cada
caso del ADC el microprocesador detecta la señal, espera a que transmita y
convierta la señal, la almacena en una variable ya asignada por el usuario y es
transmitida a la PC por medio del modulo de interfaz serie sincrono (SCI).
El envió de datos es byte por byte alternando entre un sensor a otro, por medio de
un ciclo infinito, en este caso el microprocesador envía el dato y espera hasta que
la transmisión sea completa o que ya no haya datos transmitiéndose para poder
envía el siguiente byte, los cuales son registrados por el LabView.
A continuación se muestra en la figura 9.21 el diagrama a bloques de dicho
programa
47
Figura 9.21 Diagrama del programa del microcontrolador.
9.7 Programa de LabView
El diagrama a bloques del programa de LabView se muestra en la figura 9.22.
Figura 9.22 Diagrama a bloques del programa de LabView.
48
La interfaz de usuario del programa que se realizó se muestra en las figuras 9.23
Figura 9.23 Interfaz de usuario para las mediciones.
El código del programa que se realizó se muestra en las figuras 9.23, 9.24 y 9.25.
En la primer figura (figura 9.23) del código de programa, se obtiene la
comunicación sincronía del puerto serial DB9 en un ciclo while externo que es
manipulado por un interruptor en el panel frontal del programa, después de
obtener el dato entrante del puerto, se registra y almacena el valor del
temporizador (ciclos de reloj) para su futuro uso.
49
Figura 9.23 Código de programa. Toma muestra de reloj.
En la siguiente figura (figura 9.24) se lee el valor del dato registrado en el puerto
dentro de un ciclo while, éste valor es introducido en un ciclo en lenguaje “c”,
dentro de este ciclo se comprueba si el dato es de señal cardiaca o respiratoria,
después de esto se detectan los niveles altos y bajos de cada señal, cada ciclo en
lenguaje “c” se termina cuando un periodo es completado de cada señal en
cuestión, saliendo del ciclo es graficada la señal y los letreros indicadores del
panel frontal del programa se cambian dependiendo de la señal que se este
sensando. Por ultimo se sale del ciclo while.
Figura 9.24 Código de programa. Detecta periodo y detiene ciclo
Al salir el dato del ciclo while, continúa en el segmento que se muestra en la figura
9.25. En ésta figura solo se recupera el valor del temporizador obtenido en la
figura 9.25 y es restado a otro valor de temporizador obtenido en ese mismo
momento, éste nuevo dato (obtenido de la resta de los temporizadores) es
50
manipulado para obtener el valor en fracciones de segundo de cada periodo de la
señal de entrada y expresado en ciclos sobre minuto, así como también, la
frecuencia de cada periodo. Lo interesante de éste programa es que la medición
de frecuencia de la señal es en tiempo real y es medida en cada periodo de la
señal. Después de mostrar los valores de frecuencia y ciclos sobre minuto, espera
en el ciclo while externo y si el interruptor que lo controla esta en apagado, vuelve
a iniciar el programa con la lectura del puerto serie DB9.
Figura 9.25 Código de programa. Toma otra muestra de reloj y saca el tiempo de
cada periodo.
X
RESULTADOS OBTENIDOS
10.1 Resultados del Proyecto
Los resultados fueron satisfactorios, ya que todas las pruebas que se hicieron
fueron superadas, y el proyecto fue aceptado por el ingeniero que se encuentra a
cargo del área de Biomédica.
Aparte de que el prototipo fue realizado y probado.
51
XI
ANALISIS DE RIESGOS
El prototipo fue probado y aceptado, pero tenemos en cuenta que se corren
riesgos muy grandes, porque estamos tratando con personas, y no solo eso son
personas que se encuentran en un estado vulnerable por lo que sean tomado las
medidas pertinentes, como podría ser el uso de la electrónica correcta, un ejemplo
de esto son los amplificadores.
La otra medida es que el programa realizado en labview se hizo de una forma
sencilla, con la finalidad de que así como el doctor sea capaz de interpretar los
signos vitales, también lo pueda hacer el enfermero en turno.
Tenemos en cuenta que los riesgos son muchos por lo que en ningún momento el
paciente estará en contacto con algún medio invasivo por parte del prototipo
realizado.
XII
CONCLUCIONES
Solo queda decir que el proyecto fue de gran satisfacción, ya que se obtuvieron
nuevos conocimientos y puso en prueba las habilidades obtenidas en el transcurso
de lo que fue la Ingeniería.
Aparte de los conocimientos y habilidades obtenidas también queda
la
satisfacción de que el proyecto fue realizado de una forma seria y objetiva, y de
que el prototipo realizado supero las pruebas realizadas.
Ahora solo queda esperar realizar pruebas con pacientes y el área hospitalaria
de su entera aprobación.
XIII
RECOMENDACIONES
Las recomendaciones que se pueden tener en cuenta es que el equipo deba de
ser tratado con cuidado ya que cualquier variación puede afectar los resultados
obtenidos.
Una recomendación marcada es que el dedal no tenga grandes variaciones de luz
ya que esto puede afectar el resultado, por el exceso de luz que puede meter ruido
al sensor.
52
XIV
REFERENCIAS BIBIOGRAFICA
53