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UNIVERSIDAD AUTÓNOMA METROPOLITANA

Unidad Iztapalapa

División de Ciencias Básicas e Ingeniería

Licenciatura en Ingeniería Biomédica

Reporte de proyecto terminal, seminario de proyectos I y II Nombre del proyecto: Diseño de un sistema de adquisición para ruidos corporales de alta fidelidad.

Que presenta el alumno David Morales Vizcaíno, matrícula 93221213 para obtener el grado de Licenciatura en Ingeniería Biomédica Asesor: M. C. Miguel Ángel Peña Castillo. ______________________________ (con la participación del Dr. Ramón González Camarena) Firma del asesor. Lugar de realización: Universidad Autónoma Metropolitana - Iztapalapa Laboratorio de Ingeniería de Fenómenos Fisiológicos Edificio T, laboratorio 01.

México D. F. 30 de abril de 2004.

Contenido. Prólogo Exposición de motivos. 1 Registro del fonocardiograma. 2 Objetivo del proyecto. 3 Plan de trabajo. 4 Etapa 1 El módulo de adquisición. Objetivo. 5 Consideraciones. 5 Transductores disponibles y sus accesorios. 6 Diseño de la campana de acoplamiento piel-transductor. 10 Etapa 2 El preamplificador. Objetivo. 27 Características. 27 El preamplificador GK504. 27 Prueba y caracterización. 28 Discusión de resultados del preamplificador GK504. 33 Preamplificador alternativo. 33 Prueba y caracterización. 34 Discusión de resultados del preamplificador alternativo. 41 Cambios en el voltaje de offset de la señal del transductor. 42 Discusión de resultados de los cambios en el voltaje de offset. 45 . Etapa 3 El amplificador de audio. Objetivo. 47 Características. 47 Observaciones. 48

i

Etapa 4 Filtros. Objetivo. 49 Características. 49 Diseño e implementación. 49 Prueba y caracterización del filtro de banda baja. 51 Prueba y caracterización del filtro de banda alta . 55 Observaciones. 59 Etapa 5 Sistema completo. Objetivo. 61 Material. 61 Conclusiones. 63 Observaciones. 65 Bibliografía. 67

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Prólogo. Exposición de motivos. El monitoreo fetal es un tipo especial de revisión y seguimiento a pacientes cuyo objetivo es el obtener un registro de las actividades fisiológicas vitales durante el desarrollo fetal y el nacimiento. También puede usarse para seguir el desarrollo y el trabajo de parto con el objeto de identificar condiciones que si no se corrigen, pueden originar morbilidad e incluso mortalidad materna y/o fetal. Son muchos los problemas que si se complican pueden afectar al feto por el resto de su vida o que originan fallecimiento fetal durante la labor de parto. El monitoreo puede ser de utilidad para disminuir los riesgos o, si se presentan, se pueden tomar medidas terapéuticas rápidas para disminuir los posibles daños. Aún existe discrepancia sobre si todos los pacientes deben recibir monitoreo o solamente aquellos clasificados como “de alto riesgo”. De manera particular, la meta del monitoreo fetal consiste en asegurar que los órganos vitales tengan una adecuada perfusión y oxigenación para que puedan cumplir con sus funciones metabólicas de manera adecuada. La situación ideal sería contar con un sistema mediante el cual fuésemos capaces de seguir el desarrollo del sistema nervioso central, el corazón y los riñones en el feto. Desafortunadamente no es posible medir directamente estas variables e incluso en ocasiones, ni siquiera de manera indirecta ya que el feto se encuentra en el útero materno y esto provoca toda una serie de dificultades técnicas y prácticas que se están salvando lentamente gracias al creciente avance tecnológico. No obstante, actualmente se desarrollan a la par tecnologías cuyo objetivo es observar y analizar variables secundarias que estén relacionadas con las actividades fisiológicas fetales y que son monitorizables en la práctica. Existen una amplia variedad de técnicas que permiten el diagnóstico temprano de anormalidades en el feto donde la gran mayoría están orientadas a descubrir defectos congénitos o genéticos, el avance de estas técnicas se deriva de los refinamientos tecnológicos en la obtención de imágenes, fibras ópticas, sistemas de valoración y biología molecular.

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Seminario de Proyectos I y II. La comprensión y la selección de las técnicas de diagnóstico prenatal requieren una sólida comprensión de las causas que provocan las anormalidades, el primer paso esencial para construir un plan diagnóstico prenatal es seleccionar los trastornos a los cuales se dirigirá el monitoreo, esto comprende hacer una historia clínica amplia y completa de la madre, una investigación exhaustiva del suero materno y asesoría en caso de edad avanzada. De la amplia variedad de técnicas de diagnóstico existentes, la fonocardiografía fetal (fPCG1) es un técnica todavía en desarrollo y es de las que promete proporcionar una gran cantidad de información con respecto a las condiciones vasculares del feto y su madre, es decir, se considera que esta técnica tiene un gran potencial de diagnóstico, en contraste con la fonocardiografía en adultos. En la actualidad se cuenta con transductores de alta calidad y se ha podido medir en su totalidad el fPCG, sin embargo, para evaluar su potencial de diagnóstico se requiere de la comprensión de como se generan los sonidos cardiacos, un análisis de que tipo de información se encuentra en la señal acústica y que partes de ésta pueden ser obtenidas de los registros de fPCG que se obtienen en el abdomen. La discusión de éste problema se puede dividir en cinco diferentes aspectos: el registro del fonocardiograma, la evaluación del tiempo entre intervalos cardiacos, el diagnóstico del estado cardiovascular y enfermedades del corazón, cambios sistemáticos del PCG de acuerdo a la etapa de madurez, y al monitoreo simultáneo de la condición cardiovascular materna a partir de disturbios en los componentes de la señal. Las condiciones físicas y fisiológicas junto a la experiencia clínica muestran que el potencial de diagnóstico del fPCG es mucho más grande de lo que generalmente se suponía y que motiva a hacer investigaciones más profundas e intensivas. Registro del Fonocardiograma. Hasta ahora, muchos estudios tratan con el procesamiento del PCG como una serie temporal de distintos eventos como la apertura y cierre de válvulas, consecuentemente el potencial de diagnóstico estaba restringido a parámetros relacionados a la razón cardiaca y a los intervalos de tiempo cardiacos. Por otro lado, ahora se sabe que el espectro total la señal acústica (0.5-250 Hz) contiene muchos componentes que corresponden a disturbios maternos y que se encuentran traslapadas con las componentes que contienen la información fetal, por lo que para obtener una separación de las diferentes componentes no es adecuado un simple filtrado espectral, es decir, se requieren técnicas mas sofisticadas como la promediación coherente que se usa para generar patrones de componentes individuales. La resta sucesiva de éstos patrones tomando como referencia a la señal acústica total ha dado como resultado la separación completa del primer y el segundo sonidos cardiacos tanto fetal como materno. El inicio del proceso de promediación coherente se obtiene mediante la detección de umbrales en los componentes maternos que son fácilmente detectables debido a su amplitud y mediante un rastreo espectral variable. Un prerequisito para un proceso exitoso de la señal acústica es un ancho de banda amplio y un registro de bajo ruido del débil fonocardiograma fetal. La acción mecánica del corazón está acompañada por un desplazamiento y reubicación del corazón, por vibraciones del miocardio, las válvulas y el volumen intracardiaco de sangre y por los flujos turbulentos de sangre, todo esto contribuye a la generación de los sonidos cardiacos. La técnica tradicional para el registro del PCG consiste en la absorción de una parte de la energía mecánica que se propaga del corazón a la superficie del cuerpo mediante un sensor que hace la conversión a una señal eléctrica. Los transductores que comúnmente se utilizan son los acelerómetros que miden los movimientos de la piel y los micrófonos estacionarios de alta masa que miden los cambios de presión en la superficie. Sin embargo, ambos transductores sufren de la misma desventaja que consiste en un mal acoplamiento con los tejidos biológicos. Como las impedancias mecánicas del tejido y el transductor muestran diferencias considerables, mucha de la energía mecánica es reflejada en el momento que llega a la superficie del cuerpo. Esto da como resultado que la señal obtenida tenga una muy pobre relación señal - ruido.

1 Fetal phonocardiography.

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Diseño de un sistema de adquisición para ruidos corporales de alta fidelidad. Una mejora sustancial en el desempeño de los sensores se puede conseguir si se logra emparejar su impedancia mecánica con la de la piel. Se han propuesto dos diferentes soluciones para tratar de corregir este problema. Talbert desarrollo un transductor usando una barra curva con piezoeléctrico flotante cuya compliancia está emparejada con la pared abdominal materna. El mismo autor ha presentado un sensor que consiste en una esfera de placa metálica también de compliancia emparejada la cual, según la ley de Laplace, transforma la presión que actúa originalmente de manera perpendicular en la superficie en una tensión tangencial aumentada en la placa, que es sensada por un material piezoeléctrico mezclada con la placa metálica formando un material compuesto. Este fonotransductor muestra un desempeño a bajas frecuencias ligeramente mejorado. Sin embargo, a ambos sensores debe buscárseles el sitio adecuado para registrar la señal acústica abdominal con una buena relación señal - ruido. Se han obtenido mejores resultados con mediciones de movimientos de la superficie de la piel sin contacto, las cuales se pueden realizar por medios acústicos u ópticos, es decir, velocimetría Doppler ultrasónica o láser, ambos evitan el problema de transferencia de energía y acoplamiento de impedancias. El fundamento de la técnica Doppler es el principio del corrimiento en frecuencia de ondas de cualquier tipo que es emitida o dispersada por un objeto en movimiento. Este principio es bien conocido de la ultrasonografía, pero también funciona con la luz. La velocimetría Doppler ultrasónica hace uso de cristales piezoeléctricos como transmisores y receptores, en la velocimetría óptica la fuente de luz es un láser que garantiza una luz monocromática y coherente. Para determinar la frecuencia de la luz dispersada, que no se puede medir de manera electrónica como en el ultrasonido debido a las frecuencias extremadamente altas que tiene la luz, se hace una mezcla del corrimiento Doppler y la luz no desplazada en la superficie de un fototransductor, la mezcla de estar dos componentes produce un golpeteo óptico o heterodinia en la frecuencia del corrimiento Doppler (o espectro de frecuencia) que corresponde a una medición directa de los movimientos de la piel (es decir, el fonocardiograma). Las ventajas esenciales de los registros de PCG son su sensibilidad sobresaliente sobre toda la banda de frecuencias de interés debido a que no hay contacto, a su realmente plana función de transferencia, y a la baja afinidad a la interferencia. Desafortunadamente la instrumentación asociada con éstas técnicas es bastante compleja y pesada, por lo que solo está disponible en aplicaciones de investigación y aún no para su uso en una rutina clínica. Sin embargo, se están desarrollando técnicas para resolver estos problemas. Las mejoras al diseñar los transductores se deben a los esfuerzos de los bioingenieros más que a los esfuerzos de los fisiólogos y los obstetras, sin embargo aún los bioingenieros admiten que existe un largo camino antes de caracterizar de forma completa el contenido de la señal del fonocardiograma fetal y antes, obtener un transductor que tenga una fidelidad óptima. En mucho estudios respecto al tema de fPCG se han encontrado mas preguntas que respuestas, lo cual no es completamente malo, ya que han mostrado que la fonocardiografía fetal es una nueva área y tiene una importancia clínica potencialmente grande, que no será alcanzada a menos que existan progresos mas profundos en los campos de la bioingeniería y en el procesamiento automático de señales. Objetivo del proyecto. Actualmente, diferentes departamentos de investigación de la Universidad Autónoma Metropolitana cuentan con una serie de fonotransductores de los cuales se tiene mucha información teórica, pero que no se han usado para fines de investigación. El objetivo del presente documento consiste principalmente en caracterizar hacer un análisis del funcionamiento de ellos y después hay que integrarlo a un sistema de amplificación, después como objetivo secundario trataremos de obtener los ruido y sonidos fetales cuya captura con el mínimo de ruido posible, es decir, tenemos que diseñar e implementar un sistema completo capaz de detectar, las señales audibles provenientes de un feto in útero. Una vez conseguido esto, el sistema puede hacerse extensible para detectar e identificar cualquier sonido intracorpóreo.

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Seminario de Proyectos I y II. Plan de trabajo. Para cumplir con este objetivo hemos decidido separar el proyecto en una serie de módulos que en su conjunto formarán el sistema deseado. Cada uno de éstos módulos será diseñado de tal manera que solo tengan una entrada y una salida con lo cual obtendremos total independencia entre estos módulos con la ventaja que el sistema diseñado de esta manera será de fácil mantenimiento y será susceptible a mejoras que podrán ser acopladas de manera sencilla. Los módulos sugeridos son: 1. Etapa de adquisición: tiene como entrada la señal fisiológica audible y tiene como única salida una señal

eléctrica cuya magnitud en voltaje es función de la señal fisiológica. 2. Etapa de preamplificación: se acopla a la etapa anterior y da como salida la misma señal, solo que de

mayor magnitud. En esta etapa se sugiere utilizar una serie de amplificadores en miniatura con los que ya se cuenta.

3. Etapa de amplificación: proporciona a la señal eléctrica la potencia necesaria para que ésta pueda

convertirse en una señal audible. 4. Etapa de filtrado: permitirá separar las frecuencias o rango de frecuencias según las necesidades del

usuario. 5. Etapa de prueba del sistema completo: consiste en acoplar cada una de las secciones anteriores para

evaluar su desempeño en conjunto. .

Diagrama de bloques del sistema

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El módulo de adquisición.

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Objetivo. Este módulo se encarga de convertir los ruidos intracorporales en una señal eléctrica equivalente que después será amplificada y procesada para obtener de ella algún tipo de información que pudiese ser de utilidad diagnóstica. Consideraciones. El componente medular de este módulo es el transductor que utilizaremos para codificar las señales acústicas en algún equivalente eléctrico, para este proyecto contamos con 2 tipos de éstos : un micrófono y un acelerómetro, ambos tienen el mismo aspecto físico por lo que esperamos no tener problemas para cumplir un objetivo complementario de este proyecto, el cual será probar el sistema con ambos transductores usando una misma campana de acoplamiento piel-transductor de la que nos ocuparemos en su momento.

Transductor

Identificación de las conexiones: 1. Terminal negativa o común (V-). 2. Terminal de salida (Vo): proporciona un voltaje en CD cuya

magnitud puede estar entre 0.2 y 0.9 V (dependiendo de la magnitud de V+), más una componente de AC cuya magnitud depende de la señal acústica que se detecte.

3. Terminal positiva (V+): se conecta a una fuente o una

batería cuyo voltaje debe ser mayor que 1.1 V y menor a 20 V.

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Seminario de Proyectos I y II. Transductores disponibles y sus accesorios. Micrófono modelo BT-1834, marca Knowles Electronics Co. Es un micrófono miniatura de alta sensibilidad y que tiene las especificaciones que satisfarán nuestras necesidades, sus características más importantes son: - Voltaje de alimentación : 1.3 a 20 V DC. - Impedancia de salida : 2 a 6 kΩ.

Circuito de conexión para el micrófono

Acelerómetro modelo BU-1771, marca Knowles Electronics Co. El BU-1771 es un acelerómetro de masa pequeño diseñado para usarse montándolo directamente en la superficie que va a ser monitorizada, pero debido a su pequeña masa dinámica es posible montarlo indirectamente en un objeto contenedor afectando su resonancia de manera poco apreciable. Existen varias formas de conectar el BU de las cuales la más recomendable es el modo de 2 cables ya que proporciona una impedancia de salida lo suficientemente pequeña que permite el uso de cables muy largos sin la necesidad de amplificadores especiales. Este modo de conexión se muestra en la figura. - Voltaje de alimentación : 1.3 a 20 V DC. - Impedancia de salida : 4.9 a 5.5 kΩ.

En ambos casos esperamos obtener como salida una señal de AC que contiene la información acústica, montada en una componente de DC cuya amplitud varía entre 0.2 y 0.9 volts dependiendo del voltaje de alimentación

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Diseño de un sistema de adquisición para ruidos corporales de alta fidelidad. Ahora detallaremos los accesorios a utilizar para hacer las conexiones eléctricas que van dentro de la campana: 1 pieza Locking Header paso 100 - 03 (LH)

Esta es la parte “macho” del conector comercial escogido que consideramos más adecuado para este proyecto debido a que sus dimensiones son compatibles con el tamaño del transductor, además de que cuenta con las tres líneas de conexión que los transductores requieren. 3 pieza Pines adaptadores Es una pieza metálica que obtendremos de las bases para circuitos integrados que servirá para asegurar un mejor contacto entre LH y el transductor, para tener este contacto debemos hacer un doblez en la parte delgada además de unir esta pieza al LH con soldadura de estaño.

Forma de ensamblar los componentes:

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Seminario de Proyectos I y II. Por último ensamblaremos el cable que conectará a éste módulo con el siguiente para lo cual necesitaremos: 2 metros cable telefónico o cable blindado (de preferencia) de 3 vías. 1 pieza Socket Housing paso 100 - 03 (SH).

Es el complemento “hembra” de LH y servirá para albergar los contactos metálicos, además será posible hacer que los módulos tengan la ventajosa característica “plug & play”.

3 piezas contacto para conectores molex paso 100. Son los contactos que van unidos con soldadura de estaño a los alambres del cable, son necesarios 3 ya que solo se van a utilizar en un extremo del cable. 2 piezas plug estéreo de 3.5 mm.

Es la pieza que va conectada al otro extremo del cable y que permitirá una conexión sencilla del transductor a la caja que contendrá a la etapa de amplificación. Se piden dos piezas ya que la otra será utilizada para conectar la señal amplificada a la etapa de procesamiento.

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Diseño de un sistema de adquisición para ruidos corporales de alta fidelidad. 3 piezas jack de 3.5 mm encapsulado P/CH. Es el complemento hembra del plug y va montada en la caja que contiene al amplificador y a los filtros, se necesitan 3 los cuales harán diferentes funciones. La figura muestra la configuración con la que será conectado este jack para hacer la conexión entre el transductor y el amplificador.

Partes ensambladas

Ahora solo resta diseñar la campana de acoplamiento.

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Seminario de Proyectos I y II. Diseño de la campana de acoplamiento piel-transductor. En últimas fechas se ha extendido el uso de micrófonos miniatura para medir sonidos corporales debido a su tamaño, a que tienen una alta fidelidad y a su bajo costo. Este tipo de transductores requieren una cavidad de aire entre el micrófono y la superficie de la piel para convertir las vibraciones de la pared torácica en una presión sonora medible, es por esto que es necesario diseñar un dispositivo que albergue al micrófono y que al mismo tiempo cuente con esta cavidad para así poder hacer las mediciones. Sin embargo, estudios recientes señalan que la profundidad de la cavidad es un factor de suma importancia en el proceso de transducción, ya que modifica la señal sonora particularmente disminuyendo la potencia de sus componentes de alta frecuencia 1. Para disminuir este efecto de filtrado los mismos estudios sugieren que las cavidades tengan una profundidad pequeña. Para nuestro caso se ha decidido que la profundidad sea de 2 mm. Los diseños de campanas actuales cuentan con un orificio de respiración que conecta a la cavidad aérea con la presión atmosférica, su función es la de evitar desplazamientos significativos de la membrana del micrófono debido a la presión estática que pudiese ser inducida o emitida durante el proceso de transducción, es decir, este orificio asegura que la presión estática dentro de la cavidad sea cero. Sin embargo es posible que este orificio permita la entrada de ruido ambiental al sistema 1,2, es por esto que los investigadores recomiendan que el orificio tenga su diámetro y longitud lo más estrecho y más largo como sea posible respectivamente. Se ha decidido que el diámetro sea de 0.39 mm. y la longitud de 20 mm. Otro factor importante que debemos considerar es la geometría de la cavidad, en un estudio comparativo 2 se llegó a la conclusión de que las cavidades cónicas proporcionan una sensibilidad de 5 a 10 decibeles mayor que las cavidades cilíndricas; la elección resulta obvia.

Esbozo de la campana.

Ya que también contamos con sensores de contacto (acelerómetros) es conveniente adaptar la campana a los 2 transductores, para esto eliminamos la cavidad con una tapa y pondremos al transductor en contacto con la piel de manera indirecta mediante un resorte. Es conveniente esta adecuación ya que se sabe que los sensores de contacto tienen una respuesta en frecuencia superior a la de los micrófonos 1,3

Con estos datos, mostramos el prototipo de la campana.

1 Wodicka GR, Kraman SS, Zenk GM, Pasterkamp H. “ Measurement of Respiratory Acoustic Signals : Effect of Microphone Air Cavity Depth ”. Chest 1994; 106: 4: 1140-44. 2 Kraman SS, Wodicka GR, Oh Y, Pasterkamp H. “ Measurement of Respiratory Acoustic Signals : Effect of Microphone Air Cavity Width, Shape and Venting ”. Chest 1995; 108: 4: 1004-08. 3 Pasterkamp H, Kraman SS, DeFrain PD, Wodicka GR. “ Measurement of Respiratory Acoustic Signals : Comparison of Sensors ”. Chest 1993; 104: 5: 1518-25

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Seminario de Proyectos I y II.

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Diseño de un sistema de adquisición para ruidos corporales de alta fidelidad. Observaciones. Una vez conseguidas todas las piezas necesarias para ensamblar el módulo de adquisición, se procedió a armar el dispositivo. Después procedimos a hacer una serie de pruebas que consistieron en colocar la campana sobre el pecho de un individuo para tratar de adquirir la señal de los sonidos cardiacos y sobre la vena yugular para tratar de obtener señales del pulso sanguíneo. Se obtuvieron los siguientes resultados. Micrófono modelo BT-1834

Este dispositivo fue alimentado con una pila comercial AA de 1.5 V, se conectó según el diagrama mostrado cuando lo describimos y se pudo observar lo siguiente: • La señal de salida proporcionada por este módulo consiste en una componente de CA que contiene la

información de los ruidos corporales donde la mayor amplitud que se pudo apreciar fue de 12 mV, también se pueden distinguir componentes senoidales de 90 KHz y de 1.4 MHz las cuales pienso que son debidas al osciloscopio empleado en la medición, por otra parte se distinguimos ruido aleatorio que tiene una amplitud de aproximadamente 7 mV que se pudo reducir a 4 mV al usar el cable blindado, no obstante esta magnitud de ruido sigue siendo muy grande comparado con la señal útil pero esperaremos hasta poder hacer las pruebas definitivas en un ambiente menos ruidoso para hacer conclusiones al respecto.

• Se tiene además una componente de CD de 430 mV sobre la cual va montada la señal de CA, cabe hacer

mención que ésta componente depende mucho de estado de la pila de alimentación ya que dejamos esta etapa funcionando de manera continua y el resultado fue que la componente de DC disminuyó hasta 350 mV cuando la pila proporcionaba un voltaje de 1.2 V, este hecho dicta la necesidad de hacer una análisis más detallado del efecto que producen en la señal de salida del transductor los cambios en el voltaje de alimentación.

• La amplitud de la señal útil depende del lugar de colocación del micrófono en el paciente, lo cual plantea el

problema de buscar un lugar óptimo para obtener una “buena” señal, pero este lugar puede variar mucho ya que depende de la complexión física del paciente.

• La calidad de la señal útil también depende fuertemente de la presión que se ejerza sobre la campana de

acoplamiento, por lo que se recomienda no ejercer mucha presión sobre él o de preferencia pegarlo al paciente con cinta adhesiva para no tocar siquiera la campana ya que la presión provoca una disminución notoria en la amplitud de la señal.

Acelerómetro modelo BU-1771

No se obtuvo señal de éste dispositivo. A pesar de que se hicieron las mismas pruebas que para el transductor anterior con las configuraciones recomendadas por el fabricante, no se consiguió una respuesta adecuada de este dispositivo, se cambió a otro transductor del mismo modelo con la esperanza que el primero estuviese dañado pero los resultados fueron igualmente negativos. Se concluye que se necesita mas información de este dispositivo y se decide continuar el proyecto utilizando solo el micrófono BT-1834.

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El preamplificador.

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Objetivo. Una vez conseguida la conversión de la señal acústica a eléctrica es necesario amplificarla para su posterior procesamiento. Antes de hacer una amplificación, se ha sugerido hacer un acondicionamiento a la señal eléctrica que asegure que ésta ha sido conseguida con un mínimo de distorsión y que tenga la potencia adecuada para posteriores procesos. Estas condiciones las cubre la etapa de preamplificación. Características. Para cubrir el objetivo propuesto debemos diseñar este módulo de tal manera que cumpla con las siguientes características:

Alta impedancia de entrada: es necesario para asegurar que no existe distorsión de la señal por caída de voltaje en la entrada del sistema. Ancho de banda de 0.1 a 20 kHz: aunque se rebasa substancialmente el ancho de banda de las frecuencias audibles, se requiere esta característica para investigar si las frecuencias mas bajas y mas altas proporcionan información clínica útil. Ganancia de 10: para hacer manejable la señal eléctrica en los módulos siguientes.

El preamplificador GK504. Contamos con un circuito integrado en miniatura con el que haremos las primeras pruebas, se trata del preamplificador de baja corriente modelo GK504, marca Gennum, que para ser implementado solo requiere los siguientes componentes : 1 capacitor de 0.22 µF Cin. 2 trimpot de 100 kΩ RGT, RVC. 2 capacitor de 33 nF C1, C2. 1 trimpot de 10 kΩ RMPO. 2 capacitor de 1 µF C3, C4. 1 resistencia de 10 kΩ R1.

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Seminario de Proyectos I y II. Circuito para implementar el preamplificador .

Las pequeñas dimensiones del circuito integrado hacen difícil su manipulación para hacer las pruebas, para solucionar este problema proponemos fijar el CI a una tablilla fenólica que tenga las dimensiones adecuadas para poder montarlo con facilidad en una tablilla protoboard.

Prueba y caracterización. Para empezar con el análisis del sistema, observaremos los cambios que produce en la señal de entrada que aplicaremos al GK 504 el variar el valor de resistencia en los trimpots RGT, RVC y RMPO. La señal de entrada es del tipo:

VIN = 490 + 20Sen(ωt) mV. para simular la salida que se obtiene del transductor. Fijaremos la frecuencia de esta señal a 100 Hz por ser esta una frecuencia dentro del espectro audible, iniciaremos la prueba colocando los trimpots a la mitad de su valor, alimentaremos al sistema con una pila AA de 1.5 Volts y por último, tomaremos como referencia la posición del cursor para decir que estamos aumentando o disminuyendo la resistencia, así:

RGT = 50 kΩ RVC = 50 kΩ RMPO = 5 kΩ

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Diseño de un sistema de adquisición para ruidos corporales de alta fidelidad. bajo estas condiciones medimos la señal obtenida a la salida, de donde deducimos que :

Ganancia VV

mVmV

o

I

= = =9820

4 5.

Ahora inspeccionaremos el efecto del cambiar el valor de un trimpot dejando en un valor fijo y medimos la componente alterna de la señal de salida: sea RGT = 50 kΩ RVC = 50 kΩ y disminuimos RMPO

Llevamos a R k Ganancia VV

mVmVMPO

O

I

= ⇒ = =1 14620

7 3Ω .=

entonces, disminuir esta resistencia da como resultado un aumento en la ganancia. sea RMPO = 5 kΩ RVC = 50 kΩ y disminuimos RGT


mVmVGT

O

I

= ⇒ = =10 26 820

134Ω. .=

entonces, disminuir esta resistencia da como resultado un ligero aumento en la ganancia. sea RMPO = 5 kΩ RGT = 50 kΩ y disminuimos RVC


mVmVVC

O

I

= ⇒ = =10 33 820

169Ω. .=

entonces, disminuir esta resistencia da como resultado un ligero aumento en la ganancia. Ahora que tenemos una idea de como funciona a grandes rasgos este dispositivo, procederemos a realizar un análisis de respuesta en frecuencia a este sistema. Para esto necesitaremos.

generador de funciones. osciloscopio. multímetro.

Regresamos a las condiciones iniciales y se obtuvieron los siguientes resultados:

frecuencia (HZ)

Vi(mV)

VO(mV)

Ganancia Ganancia (dB)

frecuencia(HZ)

Vi(mV)

VO(mV)

Ganancia Ganancia (dB)

0.4 6 3 0.50 -6.021 400 20 110 5.50 14.807 0.8 8 6 0.75 -2.499 800 20 118 5.90 15.417

1 13 14 1.08 0.644 1000 20 115 5.75 15.193 2 15 22 1.47 3.327 2000 20 116 5.80 15.269 4 16 35 2.19 6.799 4000 20 136 6.80 16.650 8 18 48 2.67 8.519 8000 20 143 7.15 17.086 10 20 63 3.50 10.881 10000 20 154 7.70 17.730 20 20 76 3.80 11.596 20000 20 161 8.05 18.116 40 20 90 4.50 13.064 40000 20 438 21.09 26.803 80 20 92 4.60 13.255 80000 20 586 29.30 29.337 100 20 98 4.90 13.804 100000 20 268 13.40 22.542 200 20 106 5.30 14.486 200000 20 38 1.90 5.575

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Diseño de un sistema de adquisición para ruidos corporales de alta fidelidad.

Discusión de resultados del preamplificador GK504. De la gráfica de amplitud obtenida podemos observar que el dispositivo proporciona una adecuada respuesta pero solo en el rango de las frecuencias audibles (como lo garantiza el fabricante) y distorsiona la señal para las frecuencias bajas y para las frecuencias altas. A pesar de que se pudo mejorar la señal aumentando el valor de Cin, los mejores resultados que se obtuvieron fueron los reportados por lo que podemos decir que este dispositivo no es útil para este proyecto ya que no cuenta con el ancho de banda solicitado en el objetivo. Preamplificador alternativo. Entonces nos disponemos a buscar un dispositivo comercial que cumpla con las características solicitadas. Para esto hemos encontrado el CI modelo LM158H de la marca National, se trata de un circuito integrado que consta de 2 amplificadores operacionales y además cuenta con las siguientes características prácticas: • funciona con una fuente de alimentación sencilla. • permite una gran ganancia de voltaje. • tiene un amplio ancho de banda. Se ha sugerido emplear uno de los amplificadores disponibles en el LM 158 como un seguidor de voltaje como etapa de preamplificación, el siguiente amplificador es el que proporciona una ganancia de 10, no se recomienda una ganancia mayor, ya que debido a los bajos voltajes que solo estamos autorizados a manejar corremos el riesgo de llevar al amplificador a las regiones de corte y/o saturación. El amplificador será alimentado por dos pilar AA conectadas en serie con las que obtendremos 3 V de CD, eliminando así el ruido de 60 Hz que proporcionan las fuentes. Circuito propuesto.

Análisis del amplificador propuesto.

0R1V

R1V

R1

R1V

1OFF

2O

21i =−−⎟⎟

⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛+=

1

2OFF

1

12iO R

RVR

RRVV −⎟⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛ +=∴

donde podemos observar una parte que controla la ganancia y otra con la que podemos disminuir el nivel de offset, el cual también se amplifica.

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Ya que queremos una ganancia de 10, entonces:

Ω=Ω=

=∴=−⇒⎟⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛ +=

K450RentoncesK65RSi

R9RRRR10R

RR102

112211

1

12

..

pero ajustaremos estos valores a los que están disponibles comercialmente, así:

R1 = 5.6 KΩ y R2 = 47 KΩ. Para controlar el nivel de offset tenemos que:

nivel V RR

pero V v RR R

y R R R KOFFSET OFF OFF CCB

A BA B V= =

++ = =2

1

10 Ω

( ) ( ) [ ]Ω•=⎟⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛ΩΩ

= KR52248K10KRV3nivelentonces B

BOFFSET ..

Circuito final.

Prueba y caracterización. Respuesta en frecuencia. Una vez implementado el sistema propuesto, haremos la clásica prueba de respuesta en frecuencia, en donde investigaremos los efectos que causa el sistema a una señal dada en función cambios en su frecuencia. Para esto necesitaremos: Equipo :


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Diseño de un sistema de adquisición para ruidos corporales de alta fidelidad. Procedimiento. 1. La señal que aplicaremos a la entrada de este sistema es del tipo VIN = 430 + 20Sen(ωt) mV en el

rango de frecuencias audibles para simular la salida que se obtiene del transductor, en los rangos por abajo de esta banda aplicaremos señales de menor amplitud ya que el generador de funciones tiene limitaciones para las señales de baja frecuencia.

2. Alimentaremos al sistema con dos pilas nuevas de tipo AA de 1.5 Volts cada una conectadas en serie para

tener así 3 V. 3. Bajo estas condiciones se obtuvieron los siguientes resultados: Frecuencia

(Hz) VIN

(mV) VO

(mV) Ganancia

(dB) Fase

(º) Frecuencia

(Hz) VIN

(mV) VO

(mV) Ganancia

(dB) Fase

(º) 2 13.8 136 19.87 0 2000 46.4 480 20.29 -3 4 22.8 240 20.45 0 4000 46.4 480 20.29 -7 7 32 332 20.32 0 7000 46.4 480 20.29 -10 10 38.4 392 20.18 0 10000 46.8 480 20.22 -10 20 43.2 452 20.39 0 20000 46.4 476 20.22 -17 40 46.8 480 20.22 0 40000 46.8 432 19.30 -33 70 46.8 484 20.29 0 70000 46.4 388 18.45 -53 100 46.8 480 20.22 0 100000 46.8 328 16.91 -68 200 46.8 484 20.29 0 200000 46.4 212 13.20 -104 400 46.6 484 20.33 0 400000 46 122 8.47 -151 700 46.8 480 20.22 0 700000 46.8 80 4.66 -229 1000 46.4 480 20.29 0 1000000 46.8 42 -0.94 -315 Ver gráficas anexas.

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Diseño de un sistema de adquisición para ruidos corporales de alta fidelidad. Discusión de resultados del preamplificador alternativo. De las gráficas anexas podemos notar que el sistema es capaz de proporcionarnos una ganancia de 10 aproximadamente, desde las más pequeñas frecuencias que fue capaz de proporcionarnos el generador de funciones y hasta por encima de los 20 kHz que es el límite máximo de las frecuencias audibles, el ancho de banda de este amplificador es bastante bueno para la aplicación propuesta por que abarcamos holgadamente el espectro audible ya que la frecuencia de corte del amplificador se encuentra alrededor de los 70 kHz. Además podemos observar que la ganancia de 10 es prácticamente plana para todo el ancho de banda del amplificador, esta es una de las características que se buscaba conseguir de manera prioritaria y remarcada por los objetivos del proyecto y que de antemano sabíamos que iba a ser difícil conseguir si nos empeñamos en utilizar el GK 504. Por otro lado de la gráfica de fase podemos concluir que prácticamente no tenemos defasamiento de la señal de salida respecto a la de entrada en la banda de frecuencias audibles. Con respecto al comportamiento en CD observamos que con las condiciones actuales de alimentación el amplificador tiene una región de trabajo comprendida entre 0.06 y 1.82 volts, por lo tanto el nivel de offset óptimo al que debemos fijar el amplificador es de :

nivel VOFFSET = +−

=0 06 182 0 062

0 94. . . . .

para así evitar que la señal de interés se distorsione por alcanzar principalmente la región de corte del amplificador. De la ecuación que describe a los parámetros que intervienen en el control del nivel de offset (página 5) podemos observar que este nivel se controla ajustando la resistencia RV para que su sección definida como RB, en el análisis matemático alcance el valor de :

R nivel kBOFFSET= = =

2 520 942 52

0 373.

.

.. Ω

es decir:

R y RB A= =373 9627Ω Ω .

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Seminario de Proyectos I y II. Cambios en el voltaje de offset de la señal del transductor. Como se menciona en la información descriptiva de los transductores, el nivel de DC que de ellos se obtiene a la salida depende fuertemente del voltaje con el que se alimenten. Es por esto que la siguiente prueba para el amplificador será la de determinar como afecta a la señal de salida un cambio en el voltaje de offset de la señal de entrada, por lo que necesitaremos:


Procedimiento. 1. La señal que aplicaremos a la entrada de este sistema es del tipo VIN = 430 + 20Sen(ωt) mV en el

rango de frecuencias audibles para simular la salida que se obtiene del transductor, procederemos primero disminuyendo el voltaje de offset de esta señal cada 5 mV hasta una medición anterior a aquella donde la señal de salida se vea recortada por alcanzar la región de corte del amplificador, En todo momento mantendremos inalterada a la componente de CA de la señal. Haremos el mismo procedimiento para los voltajes superiores a 430 mV hasta alcanzar la región de saturación.


tener así 3 V. 3. Bajo estas condiciones se obtuvieron los siguientes resultados:

VOFFSET,IN(mV).

VOFFSET,O(mV).

VOFFSET,IN(mV).

VOFFSET,O(mV).

430 924 435 982 425 879 440 1030 420 830 444 1063 415 780 450 1132 410 728 455 1191 405 680 460 1244 400 626 465 1296 395 577 470 1353 390 530 475 1403 385 477 480 1454 380 432 485 1503 375 385 490 1554 370 332 495 1602 365 289 500 1653

505 1700 510 1739

ver gráfica anexa.

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Diseño de un sistema de adquisición para ruidos corporales de alta fidelidad. Los datos graficados muestran una clara tendencia lineal por lo que procederemos a obtener una descripción del comportamiento del sistema utilizando métodos estadísticos, así :

según el modelo : y = mx + b

el análisis nos dice que el sistema sigue un comportamiento descrito por la ecuación :

y = 10.18x - 33.35 con r = 0.99986

donde el valor de la pendiente lo podemos asociar claramente con la ganancia del sistema y que influye de manera decisiva en el nivel de offset resultante . Discusión de resultados del cambio en el voltaje de offset. De la gráfica mostrada en la página anterior podemos observar que los cambios en el voltaje de offset de la entrada afectan de manera lineal al voltaje de offset de la señal de salida, del análisis estadístico podemos observar que la ganancia del amplificador interviene de manera decisiva en éste comportamiento, ya que el voltaje de offset de la entrada también se ve amplificado en un factor de 10, es decir, a la salida del amplificador deberíamos tener amplificados tanto la señal de interés como el nivel de offset aumentados 10 veces, sin embargo nosotros ajustamos el nivel de offset de la señal amplificada con la resistencia RV y forzamos a que tuviera una valor nominal de 940 mV, que es deseable mantener fijo al usar este sistema. Por otro lado, descubrimos si fijamos el voltaje de offset a 940 mV en la señal de salida, entonces solo podemos permitir que el voltaje de offset de la señal de entrada caiga de los 430 mV que tomamos como referencia, hasta cuando mucho 370 mV para que la señal de interés no se ve distorsionada por alcanzar la región de corte del amplificador. Es necesario averiguar que voltaje de alimentación produce este nivel de offset a la salida del transductor para estar seguros de que el voltaje de las pilas no decaiga tanto como para permitir que se llegue a esta condición lo que provocaría serios errores en las mediciones que se efectúen cuando ya se esté aplicando el sistema completo.

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El amplificador de audio.

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Objetivo. Habiendo obtenido la señal fisiológica con el mínimo de distorsión, ahora procedemos a amplificarla, administrándole la potencia necesaria y suficiente para hacer que sea posible escuchar la señal mediante una bocina o unos audífonos. Características. De nueva cuenta nuestra principal limitación es la cantidad de energía que podemos suministrar al sistema, por eso decidimos utilizar una salida estándar de audífonos para escuchar la señal del transductor ya que requieren una señal de poca potencia. Además con esta salida podemos acoplar sin mayor problema las ya comunes bocinas del tipo de las que vienen incluidas en los kits multimedia para PC, que tienen su propio amplificador y su propia fuente de alimentación y de las cuales existen varias en el laboratorio de fisiología. En este caso no consideramos importante al ruido ocasionado por las fuentes externas de alimentación ya que la señal audible servirá solo como una referencia y no será objeto de futuros procesamientos.

Para la implementación del sistema decidimos utilizar un circuito integrado de baja potencia que está diseñado específicamente para funcionar dentro de la banda de frecuencias audibles. Decidimos utilizar el integrado sobre los diseños con transistor ya que, a pesar de que estos se implementan sin necesidad de usar numerosos componentes, en cambio si utilizan corrientes mas grandes con respecto a las que los fabricantes nos garantizan que necesitan los CI’s ya fabricados específicamente para este propósito. El circuito elegido es el MC 34119 de la marca Motorola.

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Seminario de Proyectos I y II. La implementación del sistema queda como:

Observaciones. El sistema parece funcionar de manera adecuada, hacemos la aclaración que la prueba hecha a este dispositivo fue solo de tipo cualitativo ya que como se describió en las características, esta señal audible solo servirá como referencia para el personal que utilice el sistema y no se le aplicará ningún tipo de análisis posterior.

Obtenemos a la salida una señal audible monoaural, se pudieron distinguir de manera clara los cambios en la frecuencia de entrada proporcionada por el generador de funciones. La salida se escuchaba distorsionada si se aumenta el volumen de manera exagerada (disminución total en la resistencia variable de 100 kΩ) y si usamos unos audífonos de dudosa calidad, simples y baratos. Esta distorsión se aprecia de menor magnitud si empleamos audífonos de mejor calidad.

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Filtros.

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Objetivo. Estudios recientes llegaron a la conclusión de que los sonidos cardiacos tienen un espectro de frecuencia definido cuyas componentes más importantes están entre 10 y 2000 Hz, por lo cual el objetivo de implementar estos filtros será el de hacer más notorios estos sonidos para el oído. Características. Para esta sección implementaremos dos filtros pasabanda, una banda baja que permitirá el paso de frecuencias entre 10 y 200 Hz y una banda alta cuyas frecuencias de corte serán 200 y 2000 Hz. Dado que los filtros no se utilizarán como parte del procesamiento de la señal, no es necesario que éstos tengan una caída muy pronunciada en la banda de transición, por lo esto hemos decidido que los filtros sean de 2º orden. Diseño e implementación. Hemos decidido implementar los filtros con la topología Salem-Key de tipo Butterworth,

Filtro pasa altas. Filtro pasa bajas.

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Seminario de Proyectos I y II. De esta manera para el filtro de banda baja tenemos que construir un filtro pasa altas de 10 Hz y un filtro pasa bajas de 200 Hz. Filtro de banda baja Filtro pasa altas de 10 Hz. Elegimos CA1 = CA2 = 2 µF entonces RA1 = Rf1 = 22 KΩ. RA2 = 11 KΩ.

Filtro pasa bajas de 200 Hz. Elegimos CB1 = 0.1 µF ⇒ CB2 = 0.2 µF entonces RB1 = RB2 = 5.6 KΩ. Rf2 = 12 KΩ. el circuito quedaría como :

Filtro de banda alta Filtro pasa altas de 200 Hz. Elegimos CC1 = CC2 = 0.1 µF entonces RC1 = Rf3 = 11 KΩ. RC2 = 5.6 KΩ.

Filtro pasa bajas de 2000 Hz. Elegimos CD1 = 0.1 µF ⇒ CD2 = 0.2 µF entonces RD1 = RD2 = 560 KΩ. Rf4 = 1.2 KΩ. el circuito quedaría como :

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Diseño de un sistema de adquisición para ruidos corporales de alta fidelidad. Prueba y caracterización. Filtro de banda baja Una vez implementado este filtro haremos la prueba de respuesta en frecuencia, en donde investigaremos los efectos que provoca el sistema a una señal dada en función cambios en su frecuencia, donde el objetivo será el de ver si el filtro tiene el ancho de banda para el que fue diseñado. Procedimiento. 1. La señal que aplicaremos a la entrada de este sistema es del tipo VIN = 940 + 250Sen(ωt) mV en el

rango de frecuencias audibles para simular la salida que se obtiene del amplificador, en los rangos por abajo de esta banda aplicaremos señales de menor amplitud ya que el generador de funciones tiene limitaciones para las señales de baja frecuencia.


tener así 3 V. 3. Bajo estas condiciones se obtuvieron los siguientes resultados:

Frecuencia (Hz)

VIN(mV)

VO(mV)

Ganancia (dB)

Frecuencia(Hz)

VIN(mV)

VO(mV)

Ganancia (dB)

0.4 30.4 0.4 -37.6 260 516 264 -5.8 0.6 44 0.9 -33.8 300 516 232 -6.9 0.8 58.4 1.6 -31.2 400 512 200 -8.2

1 72.8 2 -31.2 600 512 156 -10.3 2 142.4 2.4 -35.5 800 516 92 -15.0 3 206 6.4 -30.2 1000 516 42 -21.8 4 256 36.8 -16.8 2000 512 22 -27.3 5 300 96 -9.9 4000 516 13.8 -31.5 6 336 154 -6.8 6000 516 1.6 -50.2 7 364 208 -4.9 8000 516 1 -54.3 8 390 254 -3.7 10000 516 0.8 -56.2 10 420 290 -3.2 20000 512 0.6 -58.6 20 492 386 -2.1 40000 512 4.2 -41.7 40 516 453 -1.1 60000 512 8.6 -35.5 60 520 464 -1.0 80000 512 13 -31.9 80 520 504 -0.3 100000 512 20.2 -28.1 100 520 504 -0.3 200000 512 33.1 -23.8 120 520 496 -0.4 300000 512 45 -21.1 140 520 480 -0.7 400000 512 111.6 -13.2 160 520 456 -1.1 600000 512 47.6 -20.6 180 512 420 -1.7 700000 512 22 -27.3 200 512 384 -2.5 800000 512 36.8 -22.9 220 516 336 -3.7 1000000 512 69.2 -17.4 240 520 296 -4.9 2000000 512 23.2 -26.9

Ver gráfica anexa.

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Diseño de un sistema de adquisición para ruidos corporales de alta fidelidad. Prueba y caracterización. Filtro de banda alta Una vez implementado este filtro haremos la prueba de respuesta en frecuencia, en donde investigaremos los efectos que provoca el sistema a una señal dada en función cambios en su frecuencia, donde el objetivo será el de ver si el filtro tiene el ancho de banda para el que fue diseñado. Procedimiento. 1. La señal que aplicaremos a la entrada de este sistema es del tipo VIN = 940 + 250Sen(ωt) mV en el

rango de frecuencias audibles para simular la salida que se obtiene del amplificador, en los rangos por abajo de esta banda aplicaremos señales de menor amplitud ya que el generador de funciones tiene limitaciones para las señales de baja frecuencia.


tener así 3 V. 3. Bajo estas condiciones se obtuvieron los siguientes resultados: Frecuencia

(Hz) VIN

(mV) VO

(mV) Ganancia

(dB) Frecuencia

(Hz) VIN

(mV) VO

(mV) Ganancia

(dB) 3 0.2 60 -49.5 1400 216 246 -1.1 8 0.4 96 -47.6 1600 200 246 -1.8 10 0.2 186 -59.4 1800 182 246 -2.6 20 0.3 206 -56.7 2000 162 248 -3.7 40 2.6 236 -39.2 2200 142 246 -4.8 60 13.8 248 -25.1 2400 126 246 -5.8 80 37 250 -16.6 2600 110 248 -7.1 100 61.6 250 -12.2 2800 96 248 -8.2 120 90.4 250 -8.8 3000 84 246 -9.3 140 121.6 250 -6.3 4000 74 246 -10.4 160 150 250 -4.4 8000 41 244 -15.5 180 172 250 -3.2 10000 6.4 246 -31.7 200 192 250 -2.3 20000 2 246 -41.8 220 206 250 -1.7 40000 2 246 -41.8 240 216 250 -1.3 80000 32 246 -17.7 280 224 248 -0.9 100000 20 246 -21.8 340 232 248 -0.6 200000 50 246 -13.8 420 238 248 -0.4 400000 50 244 -13.8 520 240 248 -0.3 800000 58 246 -12.6 800 240 248 -0.3 1000000 24 248 -20.3 1000 236 246 -0.4 2000000 14 248 -25.0 1200 220 246 -1.0

Ver gráfica anexa.

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Diseño de un sistema de adquisición para ruidos corporales de alta fidelidad. Observaciones. En ambas gráficas podemos observar que el ancho de banda de los filtros se encuentra muy cercano a los valores calculados y para los que fueron diseñados, los filtros atenúan ligeramente a la señal de entrada en la banda de paso, pero considero que esto no es significativo si tomamos en cuenta que esta señal será utilizada solo como referencia audible que servirá para hacer las mediciones útiles cuya salida va acoplada a la PC. En ambas gráficas podemos observar una zona de alta frecuencia donde el filtro no cumple su función de filtrado de manera óptima y como en ambos casos se encuentra en la misma región concluimos que se trata de una característica del circuito integrado, observamos que la señal de salida aumenta en una banda que está entre 100 kHz. y 2 MHz. casualmente en los dos diseños.

Pudimos comprobar que este efecto en los filtro se debe al bajo voltaje de alimentación que se le proporciona al circuito integrado, ya que al aumentar este voltaje este efecto se ve disminuido hasta que cerca de los 3 volts casi ya no se distingue, como conclusión podemos decir que este sistema funcionará de manera óptima con baterías nuevas.

No obstante, recordemos que a estas frecuencia la salida del amplificador es muy cercana a cero debido a su propia respuesta en frecuencia y además podemos observar que aunque en las gráficas se vea muy drástico el aumento en la señal de salida, la potencia de estas señales está muy por debajo que las potencias medias respecto a la señal de entrada. Por estas dos razones considero que el efecto que pudiese ocasionar esta discontinuidad en el sistema, tampoco es significativa. En general, concluimos que los resultados proporcionados por las pruebas son satisfactorios dada la aplicación que se dará a los filtros.

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Sistema completo.

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Objetivo. Una vez que se han implementado y probado todos los módulos explicados en el plan de trabajo, procederemos a ensamblar cada uno de ellos con el fin de tener un único sistema desde el cual podamos manipularlos con facilidad y aprovechar cada una de las propiedades para las que fueron diseñados. Por otra parte haremos una serie de pruebas con las que evaluaremos el comportamiento del sistema ante diferentes situaciones y analizaremos los efectos que ejercen sobre la señal de salida. Material. A continuación haremos una lista del material que falta para armar el sistema: 1 caja metálica. 1 interruptor de perilla 3 polos 4 pasos. ¼ tablilla perforada. 1 potenciómetro miniatura de 100 KΩ. 1 potenciómetro miniatura de 10 KΩ. 7 bases wire wrap de 10 pines mínimo. 4 alambre wire wrap. 1 audífonos. 3 jack de 3.5 mm encapsulado p/ch

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Seminario de Proyectos I y II. El sistema completo tiene la siguiente configuración:

y en la implementación tiene la siguiente distribución:

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Conclusiones. Durante el desarrollo del proyecto fue necesaria la búsqueda de información de múltiples fuentes en los temas de ruidos cardiacos, transductores, micrófonos, amplificadores, catálogos de componentes, manuales, etc. que en su conjunto proporcionaron el conocimiento necesario para concluir satisfactoriamente este proyecto. Pero lo importante de este punto es el hecho de que al hacerse necesaria esta búsqueda, me vi motivado a consultar fuentes de diferente índole (profesores de diferentes departamentos de la UAM-I, visitas a otras bibliotecas, consulta a revistas, manuales, libros), de tal manera que aunque aprender a buscar y discriminar la información útil es una habilidad que busca desarrollar a lo largo de la licenciatura, en esta ocasión tuve que explotarla al máximo dada la gran cantidad de información que existe en torno a los temas involucrados en el proyecto (tanto tecnológicos como fisiológicos). Otro de los logros del proyecto fue descubrir que realmente fuimos capaces de emplear la metodología científica aprendida durante el paso por cada una de las asignaturas que comprenden la licenciatura en ingeniería biomédica y de esta manera se dio solución a un problema específico que consistió en diseñar un sistema capaz de adquirir los sonidos cardiacos con los requerimientos propuestos al inicio del proyecto y que como podemos ver en los resultados de las pruebas, fue posible cubrir estos requisitos. En la etapa de adquisición de la señal logramos comparar los diferentes transductores disponibles y seleccionamos el que fue adecuado para nuestro proyecto (BT-1834), además de que fue posible conseguir la campana de acoplamiento que diseñamos, esto era muy importante ya que las características del diseño aseguran que la señal adquirida sea de tal calidad que nos permite procesarla confiando en que los problemas que se encuentren posteriormente no sean atribuibles a esta etapa. En la etapa de amplificación no fue posible utilizar el circuito integrado propuesto al inicio del proyecto (Gennum GK504) ya que al realizar las pruebas y su caracterización concluímos que su comportamiento no era el adecuado para nuestra aplicación. No obstante al consultar la bibliografía de los diferentes fabricantes de circuitos integrados localizamos uno cuyas características empataron con los requerimientos técnicos de esta etapa de nuestro proyecto (Motorota LM158). Después de conseguirlo y realizar las pruebas pertinentes concluímos que era un dispositivo adecuado por lo que fue agregado al proyecto con resultados por demás satisfactorios como se detalla en el capítulo de esta etapa. Como beneficio adicional localizamos un amplificador de audio de bajo consumo de energía que permitirá escuchar la señal con la que se está trabajando.

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Seminario de Proyectos I y II. Como se detalla en la sección que describe los filtros, fue posible obtener los dos filtros con las características solicitadas y al agregarlos a los módulos ya desarrollados se logró separar con éxito las dos diferentes zonas de la señal sobre las que se realizarán trabajos futuros. En este documento se proporciona toda la información técnica concerniente a los componentes que se emplearon en el proyecto, el porqué se usaron estos componentes y físicamente se deja espacio en la tarjeta donde se ensamblaron los componentes por si se desea hacer adecuaciones al sistema, lo cual era otro de los objetivos del proyecto que sumado a los buenos resultados obtenidos en las diferentes etapas nos permiten afirmar que los objetivos generales y particulares del proyecto se cubrieron satisfactoriamente.

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Observaciones. Para terminar, he de mencionar una serie de preguntas que me surgieron a lo largo del proyecto cuando se me hizo mención que se pensaba usar varios de estos módulos en la misma cajita. • Se buscaba hacer que el sistema funcionase con baterías para eliminar de esta manera el ruido de 60

Hz que induce la línea de alimentación de la compañía de luz, entonces ¿sería adecuado el pensar en instalar más módulos de amplificación en la tarjeta, siendo que con esto se aumentaría considerablemente el consumo de energía?, personalmente considero que no ya debido a que la gran cantidad de energía requerida haría que las baterías tuvieran que ser cambiadas muy frecuentemente, además, si no se calibrara el sistema antes de usarlo se cometerían serios errores de medición ya que es muy sensible a los cambios en el voltaje de alimentación.

• ¿Es realmente necesario el amplificador de audio en esta etapa y para este dispositivo que se pensó

fuese portátil? Considero que no ya que como se planea utilizar este dispositivo para acondicionar la señal y mandarla a la PC, se podría utilizar la tarjeta de sonido de esta misma para tener una señal audible de mucho mayor calidad que la proporcionada por el circuito integrado utilizado, además de que ahorraríamos la cantidad de energía que emplea.

• Si se diese el caso de que se instalaran mas módulos amplificadores, ¿no sería demasiado el peso que

tendría que soportar el sistema debido a los cables que conectan al paciente con la cajita contenedora?. En efecto, el peso y la longitud de los cables haría poco práctico utilizar este sistema para adquisiciones en paralelo ya que sería necesario que alguien sostuviera el equipo durante la prueba, ya que es muy ligero porque se diseñó para que fuese portátil. Además, si no se consigue el cable blindado recomendado, se correría el riesgo de introducir ruido ambiental a la señal adquirida, sin mencionar la pérdida de energía por cables muy largos.

Después de estas reflexiones, no me queda mas que afirmar que se alcanzaron las metas fijadas al inicio del proyecto y que las observaciones hechas sirvan al momento de realizar adaptaciones y/o adecuaciones a este sistema.

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Bibliografía. Libros: Manual Gennum para micrófonos miniatura.. Amplificadores Operacionales y Circuitos Integrados Lineales. Autor : Sedra, Adel S. Smith, Kenneth C. Editorial : McGraw-Hill. págs : 71 - 104. Microelectronics Autor : Millman, Jacob. Grabel, Arvin. Editorial : McGraw-Hill. 1987 págs : 609 - 658, 706 - 772. Analog/interface IC’s Vol 1 Autor Literatura Motorola. Editorial : Motorola Inc. 1996 págs : 2 - 5, 2 - 85. Analog/interface IC’s Vol 2 Autor Literatura Motorola. Editorial : Motorola Inc. 1996 págs : 9 - 171, 9 - 235.

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Seminario de Proyectos I y II. Transducers for Biomedical Measurements. Autor: Cobbold, Richard S.C. Editorial: John Wiley & Sons. 1974. págs: 195 - 206. Principles of Applied Biomedical Instrumentation. Autor: Geddes, L.A., Baker, C.E. Editorial: Wiley. 1989. 3ª edición. págs: 161 - 169. Tratado de Fisiología Médica Autor: Hall, John E. Editorial: Interamericana - McGraw Hill. págs: 191, 726. Revistas: Wodicka GR, Kraman SS, Zenk GM, Pasterkamp H. “ Measurement of Respiratory Acoustic Signals : Effect of Microphone Air Cavity Depth ”. Chest 1994; 106: 4: 1140-44. Kraman SS, Wodicka GR, Oh Y, Pasterkamp H. “ Measurement of Respiratory Acoustic Signals : Effect of Microphone Air Cavity Width, Shape and Venting ”. Chest 1995; 108: 4: 1004-08. Pasterkamp H, Kraman SS, DeFrain PD, Wodicka GR. “ Measurement of Respiratory Acoustic Signals : Comparison of Sensors ”. Chest 1993; 104: 5: 1518-25

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Diseño de un sistema de adquisición para ruidos corporales de alta fidelidad.

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