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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
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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