Apodaca, Nuevo León;

23 de abril de 2015

PLATAFORMA PARA

MONITOREO Y

OBTENCIÓN DE

BIOSEÑALES Centro de Investigación y Estudios

Avanzados-Unidad Monterrey

Asesor Laboral

Dr. José Luis García Cordero

Denisse Fuentes López

UNIVERSIDAD POLITÉCNICA DE CHIAPAS

INGENIERÍA BIOMÉDICA

10 CUATRIMESTRE 113032

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CONTENIDO

1. INTRODUCCIÓN ......................................................................................................................................................... 2

2. BIOSENSORES ........................................................................................................................................................... 2

PRESIÓN ARTERIAL .................................................................................................................................................. 2

DESARROLLO .......................................................................................................................................................... 3

PULSO CARDÍACO Y SATURACIÓN DE OXÍGENO EN LA SANGRE ............................................................. 6

FRECUENCIA RESPIRATORIA. ............................................................................................................................ 11

TEMPERATURA CORPORAL ................................................................................................................................. 17

ANEXOS .......................................................................................................................................................................... 19

Anexo a. MPX2050 datasheet ...................................................................................................................................... 19

Anexo B. 954-103et thermistor datasheet ................................................................................................................... 25

Anexo c. Diagrama eléctrico del dispositivo ................................................................................................................ 26

2

1. INTRODUCCIÓN

Se planea realizar un sistema plataforma que monitorice diferentes bioseñales del cuerpo

humano. Con este se planea obtener los siguientes datos:

Presión Arterial.

Frecuencia Cardíaca.

Frecuencia Respiratoria.

Temperatura Corporal.

Para esto se han investigado y analizado diferentes métodos y tipos de sensores para dicho

proyecto. Por lo que se utilizará un sensor de presión con transductores piezoeléctricos

para medir la presión arterial. Se propone usar para la medición de la frecuencia respiratoria,

termistores, un pulsioxímetro para la medición de SPO2 y pulso, así como un sensor para

adquirir los datos de la temperatura corporal.

2. BIOSENSORES

PRESIÓN ARTERIAL

La presión arterial (PA) o tensión arterial (TA) es la presión que ejerce la sangre contra la

pared de las arterias. Esta presión es imprescindible para que circule la sangre por los

vasos sanguíneos y aporte el oxígeno y los nutrientes a todos los órganos del cuerpo para

que puedan funcionar. Es un tipo de presión sanguínea. La presión sanguínea cambia

continuamente dependiendo de la actividad, la temperatura, la dieta, el estado emocional,

la postura, el estado físico y los medicamentos que se administren.

La presión arterial tiene dos componentes

Presión arterial sistólica: corresponde al valor máximo de la tensión arterial en

sístole (cuando el corazón se contrae). Se refiere al efecto de presión que ejerce la

sangre eyectada del corazón sobre la pared de los vasos.

Presión arterial diastólica: corresponde al valor mínimo de la tensión arterial

cuando el corazón está en diástole o entre latidos cardíacos. Depende

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fundamentalmente de la resistencia vascular periférica. Se refiere al efecto de

distensibilidad de la pared de las arterias, es decir el efecto de presión que ejerce la

sangre sobre la pared del vaso.

Según la Norma Oficial Mexicana NOM-030-SSA2-2009, Para la prevención, detección,

diagnóstico, tratamiento y control de la hipertensión arterial sistémica, los parámetros

de presión arterial se muestra en la tabla de abajo.

Tabla 2.1 Parámetros de la presión arterial.

La presión se define como fuerza por unidad de superficie, y se expresa en diversas

unidades. La unidad estandarizada es el pascal (Pa) que corresponde a 1 N/m2, sin

embargo en la mayoría de los procesos industriales se utilizan unidades tales como el bar,

la atmósfera, mmHg y cmH2O, etc. Para este caso se usará la presión diferencial, esta, es

la que se mide en relación al cero absoluto de presión, respecto al vacío perfecto; así, los

transductores de presión absoluta son dispositivos que miden la presión absoluta del medio

ambiente o de una fuente de presión, teniendo como referencia el vacío.

DESARROLLO

Al ejercer una presión sobre la vena humeral se genera una resistencia a la circulación de

la sangre que genera pulsaciones que son audibles de una frecuencia aproximada de 50Hz.

Conforme aumenta la presión se genera una resistencia máxima al paso de la sangre que

no genera estas pulsaciones y se dejan de percibir, esa presión máxima es la presión

sistólica. Llegado al punto en que se registra la presión sistólica se disminuye

paulatinamente la presión y se perciben de nueva cuenta las pulsaciones hasta que se llega

a un punto de presión mínima que permite en su totalidad la circulación de la sangre y no

se generan palpitaciones que sean perceptibles, es en este punto que se registra la presión

diastólica.

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En la obtención de datos de la presión arterial se propone usar un sensor, un micrófono,

una configuración de amplificadores operacionales y la implementación de un

microcontrolador de la familia PIC16F877. La cinta que se infla tendrá 2 mangueras, una

para la pera de goma que infla la cinta y otra conectada al transductor de presión. En la

siguiente figura se muestra el diagrama de bloques de la operación del dispositivo.

Fig 2.1. Diagrama de bloques del proceso de obtención de la presión.

Se muestran dos entradas de señales analógicas, una es del micrófono y otra del sensor de presión. Los pulsos generados por la sangre al pasar por las venas serán detectados por el micrófono, estos sonidos son de muy baja frecuencia, se requiere un rango de 0.1 a 50 Hz. Los ruidos y soplos que emite el sistema cardiovascular son extremadamente pequeños en amplitud por lo cual será necesario un circuito amplificador diferenciador, que permitirá elevar los valores. Después es necesario un filtro pasabajas para evitar interferencias y valores de frecuencia que proporcionen valores erróneos en la medición. En la siguiente figura se muestra el diagrama del circuito, en donde se observa el micrófono seguido de un amplificador en modo no inversor, después un filtro pasa-bajas y la salida del voltaje V1 que va al amplificador diferencial.

Fig. 2.2. Circuito de amplificación y filtrado de la señal.

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La salida de voltaje V1 del circuito anterior, llega a un amplificador diferencial con ajuste de

Offset para regular las señales provenientes del micrófono a un nivel deseado y que pueda

ser registrado fácilmente.

Fig 2.3.Señal entrante a ampliicador diferencial.

Mediante el transductor de presión MPX2050GP CASE 344B(ver anexo A), se obtiene una

salida de voltaje proporcional a la presión aplicada

Fig.2.4. Transductor de presión MPX2050GP

Al igual que la señal proveniente del micrófono, la señal del transductor se amplifica para

tener valores más fáciles de medir. Esto se hace con un amplificador diferencial, esto se

puede ver en la fig. 2.1. El amplificador diferencial básico tiene dos desventajas: una baja

resistencia de entrada y es difícil modificar la ganancia debido a que la relación entre las

resistencias debe ser muy precisa. Estas desventajas se pueden solucionar acoplando las

Entradas con dos amplificadores diferenciales como seguidores de voltaje, como se

muestra en la fig. 2.5

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Fig.2.5. Recepción de la señal de presión

Después de esto, ambos datos, la señal del micrófono y la señal del transductor, se procesa

para mostrar la información de manera digital ya sea por medio de un display de cristal

líquido (LCD), la otra opción es crear una interfaz gráfica en el software LabVIEW donde se

muestren estos resultados, dos lecturas: la presión sistólica y diastólica, las cuales dentro

del microcontrolador se multiplexan; el PIC16F877 se debe configurar para que realice las

funciones de multiplexado, conversión analógico-digital, y codificación para poder enviar

los datos y visualizarlos de manera digital .

PULSO CARDÍACO Y SATURACIÓN DE OXÍGENO EN LA SANGRE

La oximetría de pulso se fundamenta en la espectrofotometría y la pletismografía. La

espectrofotometría, permite calcular la concentración de una sustancia en solución, a partir

de su absorción óptica, a una longitud de onda determinada; y la pletismografía, permite

medir los cambios en el flujo sanguíneo o el volumen de aire en diferentes partes del cuerpo.

La sustancia que se está analizando se ilumina y se mide la absorción de luz de longitudes

de onda específicas, al pasar por un lecho vascular arterial pulsátil y a partir de esa medida

se calcula la concentración de oxígeno. Para analizar dos sustancias en solución se

necesitan entonces dos longitudes de onda como mínimo. En el caso de la sangre, hay dos

sustancias importantes: la hemoglobina reducida (Hb) y la oxihemoglobina (HbO2). Como

son dos, los oxímetros requieren de cómo mínimo dos longitudes de onda: una roja y otra

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infrarroja. Si no hay ritmo cardíaco, el oxímetro no puede distinguir la sangre arterial, que

es el objeto de su análisis.

Los oxímetros de pulso utilizan dos longitudes de onda diferentes una roja y una infrarroja,

para la HbO2 y la Hb, porque en esos rangos es cuando los coeficientes de extinción de

ambas tienen valores más dispares entre ellos como se puede ver en la figura 2.6.

Fig.2.6. Coeficientes de extinción de la Hemoglobina.

Se usará un módulo de la empresa MEDLAB PEARL 100. Este es un circuito impreso

electrónico, que se conecta a una sonda para medir la saturación de oxígeno de un paciente

y medir el pulso cardíaco. Consta de una conexión de fuente directa de 2.8 a 5.5 volts,

filtrado y conexión serial asíncrona. La velocidad de la conexión serial es de 4800 y 115200

baudios, la comunicación puede ser uni o bidireccional. El diagrama de bloques se puede

ver en la figura 2.7.

Fig.2.7. Diagrama de bloques del módulo PEARL 100 de MEDLAB.

La configuración del sensor se muestra en la figura 2.8. Está basada por dos LEDs, de

longitudes de ondas específicas 660 nm (rojo) y 940 nm (infrarrojo) y un fotodetector que

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capta la luz que incide en él. La luz que los LEDs emiten es reflejada, absorbida y

dispersada por la sangre y los tejidos. La luz resultante es medida usando el fotodetector.

Fig.2.8. Configuración del sensor.

La hemoglobina desoxigenada permite que la luz más infrarroja pase a través de ella y

absorbe la luz roja; la hemoglobina altamente oxigenada permite que la luz más roja pase

a través y absorbe la luz infrarroja. El oxímetro detecta y calcula la cantidad de luz en esas

longitudes de onda.

Debido al uso de la luz en la medida de la absorción, para el diseño se necesita una

conversión de “luz a voltaje” usando la corriente, como la señal de entrada. La configuración

del amplificador para el fotodiodo es un amplificador clásico de transimpedancia

retroalimentado con una resistencia y un capacitor como integrador. En cualquier

configuración del amplificador, el voltaje de la salida que resulta es leído por un conversor

analógico digital.

EL circuito mostrado en la figura 2.9. Es el de un amplificador de transimpedancia, con un

amplificador OPA353, utilizado para aplicaciones bioeléctricas. Mediante un valor muy alto

del resistor de retroalimentación, este circuito es muy sensible a los cambios de intensidad

de luz sobre el fotodiodo.

Fig.2.9. Circuito inversor.

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Dependiendo de los requerimientos del diseño, puede ser de utilidad lograr una oscilación

de salida cercana o debajo del potencial de tierra. Las configuraciones de amplificadores

de transimpedancia mostradas a continuación se denominan de auto-cero.

Fig.2.10. Configuración de los circuitos de transimpedancia. Derecha: Amplificador tipo auto-cero, con fuente

de alimentación simple y resistencia pull-down opcional. Izquierda: Utiliza una fuente de alimentación partida

de +-2.5V y permite oscilaciones de la salida cercanas a los niveles de tierra.

Una resistencia pull-down colocada a -5V permitirá una oscilación negativa y de esta

manera reducir al máximo errores consiguiendo una salida cercana a 0V. Dependiendo de

los requisitos del diseño, puede ser muy útil alcanzar una oscilación de salida abajo o bajo

tierra.

El ADS8320 es un conversor A-D de 16 bits de resolución, 100 KHz de frecuencia máxima

de muestreo e interfaz de salida serie. La función del REF3140 es fijarle un nivel de tensión

definido al conversor A/D. La salida de la señal digitalizada, se suele inyectar en un

procesador digital de señales (DPS). Un DPS es un sistema basado en un procesador con

un juego de instrucciones, hardware y software optimizados para aplicaciones que

requieren operaciones numéricas a muy alta velocidad. Son muy útiles para procesamiento

y representación se señales analógicas en tiempo real.

El circuito OPA380 mostrado en la figura3.9 es una combinación monolítica de alta

velocidad. Aquí se combinan el OPA335 de ala velocidad y el OPA340 auto-cero. Ofrece

90MHz de producto de banda-ganancia y permite realizar amplificadores de

transimpedancia de 1MHz muy precisos (25 µV de desviación y 0.1 µV/°C de sensibilidad),

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Fig.2.11. Circuito Integrado OPA380.

Dependiendo de los requerimientos del diseño, se puede usar el integrador de switcheo

IVC102, que no posee el ruido térmico del resistor de retroalimentación. No sufre problemas

de estabilidad de corriente debido a la resistencia alta de retroalimentación. Usa un

fotodiodo con dos circuitos integrados IVC102 eliminará la corriente y errores ligeros de

ambiente, como los errores en modo-común. Además, permite muestreo sincronizado con

un númeor entero múltiplo de la freduencia de línea AC, ofreciendo un alto rechazo al ruido

de red. La ganancia del amplificador de transimpedancia se puede cambiar fácilmente

aumentando o disminuyendo el tiempo de integración interruptor S2. Como se observa en

la figura 2.12.

Requerimientos para el amplificador de transimpedancia:

Baja entrada de corriente sobre el rango de temperatura de interés.

Baja entrada capacitiva relativa a la capacitancia del fotodiodo.

Excelente ancho de banda.

Bajo voltaje de ruido.

Bajo voltaje de offset sobre temperatura para una máxima precisión.

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Fig.2.12. Circuito IVC102.

FRECUENCIA RESPIRATORIA.

Los termistores son resistencias cuyo valor resistivo está en función de la temperatura. Se

les denomina termistores NTC (Negative Temperature Coeficient o Coeficiente de

temperatura negativo) a aquellos termistores que a mayor temperatura presentan un valor

resistivo menor. La relación entre la resistencia del termistor y la temperatura viene dada

por 1.

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𝑅 = 𝑅0𝑒𝛽(

1

𝑇−

1

𝑇0) (1)

Dónde R es la resistencia en Ohms (Ω) a la temperatura absoluta T; es la resistencia en

Ohms a la temperatura absoluta de referencia T0; mientras que β es la constante dentro de

un intervalo moderado de temperatura. La relación entre voltaje y corriente en los

termistores, en la cual se toman en cuenta los efectos del auto calentamiento del termistor

está dada por 2.

𝑉

𝐼= 𝑅0𝑒

𝛽(1

𝑉𝐼𝑅+𝑇−

1

𝑇0) (2)

En base a estas ecuaciones se propone realizar un algoritmo que proporcione gráficamente,

la curva de corriente de polarización-voltaje y resistencia-temperatura para cualquier

termistor. El termistor a usar es el modelo 954-103ET-1 (Anexo B), pues se encontró que

es uno de los que tienen un tiempo de repuesta más corto, además de que su tamaño es

pequeño.

Para los circuitos se debe diseñar uno que proporcione la polarización deseada, que genere

una señal de voltaje que responda ante los cambios de temperatura detectados en los

termistores y que acondicione dicha señal para el procesamiento. En la figura 2.13 se

muestra el diagrama de bloques del dispositivo.

Fig.2.13. Diagrama de bloques de la adquisición y despliegue de la señal eléctrica proporcional al flujo

instantáneo f(t) en las fosas nasales.

Del diagrama anterior, se observa que se divide en diversas etapas. Respecto a la fuente

de alimentación en corriente directa, se proporciona un voltaje constante para alimentar

todo el circuito. Dicha fuente está compuesta por un transformador a 18 V y 500 mA, un

puente rectificador de 10 A, un capacitor de 4700µF con tolerancia de 65V, un interruptor y

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una resistencia de 15KΩ en serie con un Led indicador para el interruptor. La fuente

transforma la corriente alterna en corriente directa generando 28V.

Fig.2.14. Fuente de alimentación en CD.

También se necesitan dos fijadores de voltaje. Uno para polarizar los circuitos integrados

que requieren voltajes de polarización menores a 18V y otro para fijar voltajes que permitan

la generación de corrientes controladas que sirven para la polarización de los termistores.

Para mayor información revisar el datasheet del regulador de voltaje LM317.

Fig.2.15. Fijador de voltaje.

Para obtener el voltaje de salida, se basa en la formula incluida en las especificaciones del

LM317, la cual está dada por 3.

𝑉𝑜𝑢𝑡 = 1.25𝑣 (1 +𝑅2

𝑅1) + 𝐼𝑎𝑑𝑗(𝑅2) (3)

Al sustituir el valor de R1=1KΩ y R2=6.8KΩ y considerar el valor mínimo de Iadj=50µA se

tiene que Vout=10.09 V

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Fig.2.16. Fijador de corriente.

Al sustituir los valores en la ecuación mostrada anteriormente (3). R1= 220Ω, suponer el

valor de R2=305.32 Ω, considerar el valor mínimo Iadj=50µA se tiene que Vout=3.00 V

También se usa un inversor de voltaje para polarizar los circuitos usados, ya que se

necesita un voltaje negativo con respecto al voltaje de entrada. Ver el datasheet del

ICL7667.

Fig.2.17. Inversor de voltaje.

Vout=-Vin

Para aumentar la sensibilidad de los termistores ante cambios de temperatura y linealizar

su respuesta ante estos, se colocan en un puente de wheatstone como se muestra en la

figura 3.16.

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Fig.2.18. Puente de wheatstone con termistores.

Se usa una resistencia de 10 KΩ de precisión y también una resistencia variable de 20 KΩ.

Con esto se equilibra el puente y se eliminan señales de offset que pudieran presentarse

con el sistema en reposo.

Debido a las características de salida del puente de wheatstone, es necesario es uso de un

amplificador de instrumentación, en este caso el AD620, debido a que cuenta con una alta

impedancia de salida. Para el manejo de este amplificador se debe tomar en cuenta que es

sensible a la estática por lo cual se debe tener cuidado en su manejo.

Fig.2.19. amplificador diferencial AD620.

De acuerdo a las especificaciones del datasheet del AD620 la ganancia está dada por 4.

𝐺 =49.4𝐾Ω

𝑅𝐺+ 1 (4)

Al sustituir el valor de RG=71.8Ω en la ec. (4) la ganancia es G=689.2

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Para poder continuar de la etapa de amplificación con alta impedancia de salida a la etapa

de filtrado en la que se requiere una baja impedancia de entrada es necesario un buffer de

impedancia para acoplar ambas.

Fig.2.20. Seguidor de voltaje con OPAM LM741.

Vout=Vin

Después se usa un filtro pasa bandas compuesto por un filtro pasa-bajas y un pasa-altos.

Fig.2.21. Filtro pasa-altos.

En donde la frecuencia de corte alta está dada por 𝑓 =1

2𝜋√𝑅2𝐶2 y como R= R1= R2= 2.7KΩ

y C= C1= C2= 4700µF por lo tanto f=0.0125 Hz

Fig.2.22. Filtro pasa-bajos.

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La frecuencia de corte baja está dada por 𝑓 =1

2𝜋√𝑅2𝐶2 y como R= R1= R2= 3.9Ω y C= C1=

C2= 2200µF por lo tanto f= 18.5495 Hz.

En el anexo C se puede ver el diagrama de todo el circuito.

TEMPERATURA CORPORAL

La temperatura corporal es una magnitud física que puede ser determinada por un

termómetro y que caracteriza el grado de calor corporal. La temperatura normal en los seres

humanos varía entre los 36.5 °C y 37.5 °C. En la tabla 2.2 se observa la clasificación de la

temperatura corporal.

Tabla 2.2. Clasificación de la temperatura.

También cuando la temperatura es mayor a 38°C pero no se presenta debido a alguna

causa infecciosa o no presenta anomalías y para el paciente es normal, se le conoce como

Distermia.

Es conveniente tomar la temperatura por orificios o cavidades naturales internas.

1. Cavidad Axilar. Si se realiza en este punto, la mano del lado correspondiente se ha

de aplicar sobre el hombro del lado opuesto para comprimir la axila. Los

inconvenientes son el exceso de pilosidad.

2. Boca. El bulbo del termómetro se coloca debajo de la lengua. Los labios se

mantienen cerrados. Existen cubiertas de plástico cambiables para evitar el contacto,

a veces séptico, entre la boca y el cristal del aparato.

3. Recto. Se obtienen cifras constantes pese a la presencia de escíbalos, malos

conductores de calor.

4. Vagina.

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5. Conducto auditivo. Datos térmicos exactos y constantes. Los termómetros deben

adaptarse por medio de un bulbo distal.

6. Pliegue Inguinal. Es aplicable la técnica de la toma en axila.

En cierto número de sujetos sanos, la temperatura basal axilar excede los 37°C (floridez

térmica). En el colapso, baja la temperatura de la piel (hasta menos de 34°C en las formas

álgidas) y se mantiene la del recto.

En la figura 3.19 se muestra el diagrama de bloques de la medición de la temperatura

corporal.

Fig.2.23. Diagrama de bloques de la medición de la temperatura corporal.

El sensor usado para la obtención de la temperatura es el que se usa en los monitores de

signos vitales, un termistor tipo NTC. El cual ya se ha mencionado anteriormente. La

medición de la temperatura corporal se realiza entre el rango de 10°C y 50°C; el termistor

NTC, representa unos valores de resistencia que corresponden a 4.09KΩ para 10°C y 748Ω

para 50°C con un valor de 2.07KΩ a temperatura ambiente (25°C); con estos datos se debe

caracterizar el sensor y calibrarlo usando un multímetro.

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ANEXOS

ANEXO A. MPX2050 DATASHEET

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ANEXO B. 954-103ET THERMISTOR DATASHEET

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ANEXO C. DIAGRAMA ELÉCTRICO DEL DISPOSITIVO