INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL

CENTRO DE INVESTIGACIÓN EN COMPUTACIÓN

DISEÑO DE UN MARCAPASOS EXTERNO A DEMANDA

TESIS

QUE PARA OBTENER EL GRADO DE:

MAESTRO EN CIENCIAS EN INGENIERÍA DE CÓMPUTO CON ESPECIALIDAD EN SISTEMAS DIGITALES

PRESENTA:

ISRAEL HUERTA IBARRA

DIRECTOR DE TÉSIS:

DR. ALFONSO GUTIÉRREZ ALDANA

MÉXICO, DF. JULIO 2007

AGRADECIMIENTOS A Dios por permitirme llegar hasta este punto y darme todo lo que tengo. A mis padres Alberto y Celiflora por el amor, educación y apoyo que me han brindado durante toda mi vida. A mi hermana Leticia por aguantarme y aceptarme tal como soy. A Argelia, mi chaparrita linda, por su alegría, amor, sus ocurrencias y por regalarme la chispa de su mirada. A mi asesor, el Dr. Alfonso Gutiérrez Aldana por los consejos, apoyo, paciencia, tiempo y esfuerzo dedicado para la culminación de este trabajo. A mis amigos, compañeros y profesores del Centro de Investigación en Computación por todo lo vivido en este tiempo. A los miembros de la Asociación de Excursionismo y Montañismo del IPN que han sido mis compañeros de aventura en las profundidades de los abismos o en la inmensidad de las montañas. A mis amigos de otros tiempos y otros lugares de los cuales he aprendido algo. Al Instituto Politécnico Nacional por la enseñanza formal que recibí en sus aulas, laboratorios y talleres y por la informal, esa que se aprende con los compañeros, los profesores, de las experiencias de otros, de los libros y de las diarias vivencias ocurridas durante toda mi estancia en esta gran institución.

RESUMEN

El presente trabajo describe el diseño e implementación de un marcapasos del tipo externo a demanda. Se diseñaron circuitos electrónicos de acondicionamiento de señal para lograr la digitalización de electrogramas cardiacos y de estimulación al miocardio. La detección de actividad ventricular se realiza implementando un algoritmo para detección de complejos QRS basado en la wavelet de Haar. Los algoritmos de detección y control del marcapasos se programaron en el controlador digital de señales dsPIC30F4013. El prototipo desarrollado ha sido probado en laboratorio y in vivo verificando el funcionamiento adecuado del diseño.

ABSTRACT

The present dissertation describes the design and implementation of an external demand pacemaker. Signal conditioning electronic circuits were designed in order to obtain the quantization of cardiac electrogram signals, myocardium stimulation circuits were also designed. Ventricular activity was detected by implementing a QRS complex detector based on Haar wavelet. Detection and pacemaker control algorithms were programmed on the digital signal controller dsPIC30F4013. The developed prototype has been tested on laboratory and in vivo in order to verify its correct operation.

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ÍNDICE Resumen......................................................................................................... ix Abstract.......................................................................................................... xii Índice.............................................................................................................. xiii Glosario.......................................................................................................... xvii Índice de tablas.............................................................................................. xix Índice de figuras.............................................................................................. xxi Capitulo 1 Introducción

1.1 Introducción................................................................................... 1-1 1.2 Descripción del problema.............................................................. 1-1 1.3 Ubicación del problema................................................................. 1-2 1.4 Justificación................................................................................... 1-2 1.5 Objetivos........................................................................................ 1-3 1.6 Restricciones y limitaciones.......................................................... 1-3 1.7 Organización del trabajo................................................................ 1-3

Capitulo 2 Antecedentes

2.1 Antecedentes biológicos................................................................ 2-1 2.1.1 Fundamentos del funcionamiento del corazón............... 2-1 2.1.2 Fuentes de potencial eléctrico del corazón..................... 2-2 2.1.3 Sistema de conducción................................................... 2-3 2.1.4 Marcapasos naturales..................................................... 2-4 2.1.5 Tiempos de funcionamiento del corazón........................ 2-5 2.1.6 Registro de la actividad cardiaca.................................... 2-5

2.1.6.1 Electrograma.................................................... 2-5 2.1.6.2 Electrocardiograma.......................................... 2-6 2.1.6.3 Ondas............................................................... 2-6 2.1.6.4 Derivaciones.................................................... 2-7

2.1.7 Cardiopatías.................................................................... 2-9 2.1.7.1 Ritmos variables............................................... 2-9 2.1.7.2 Extrasistoles y fallas......................................... 2-9 2.1.7.3 Ritmos rápidos................................................. 2-10 2.1.7.4 Bloqueos cardiacos.......................................... 2-11

2.2 Antecedentes tecnológicos........................................................... 2-13 2.2.1 Marcapasos artificiales................................................... 2-13

2.2.1.1 Código ICHD.................................................... 2-13 2.2.1.2 Tipos de marcapasos....................................... 2-14 2.2.1.3 Valores típicos de estimulación........................ 2-16 2.2.1.4 Parámetros programables................................ 2-16 2.2.1.5 Desarrollo de marcapasos en el país.............. 2-17 2.2.1.6 Ejemplos de marcapasos comerciales............ 2-17

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2.2.2 Algoritmos para detección de actividad cardiaca............ 2-22 2.2.2.1 Estructura de algoritmos.................................. 2-22 2.2.2.2 Clasificación..................................................... 2-22 2.2.2.3 Estudios comparativos..................................... 2-26 2.2.2.4 Consideraciones de ruido................................ 2-28

2.3 Normatividad..................................................................... 2-29 2.3.1 Normas nacionales............................................. 2-29

2.3.1.1 NOM-062-SSA1-1993.......................... 2-29 2.3.1.2 Otras normas....................................... 2-30

2.3.2 Normas internacionales...................................... 2-30 2.3.2.1 Norma AA-54042................................ 2-30 2.3.2.2 Norma AA54496................................... 2-31 2.3.2.3 Norma EN 60601-2-31:1995………….. 2-31 2.3.2.4 Otras normas…………………………….2-33

2.4 Bases de datos.................................................................. 2-34 2.4.1 AHA..................................................................... 2-34 2.4.2 MIT-BIH............................................................... 2-34 2.4.3 ANSI/AAMI.......................................................... 2-34 2.4.4 Ann Arbor............................................................ 2-35

Capitulo 3 Arquitectura

3.1 Sistema de marcapasos............................................................... 3-1 3.1.1 Sonda............................................................................. 3-1 3.1.2 Fuente de energía.......................................................... 3-3 3.1.3 Unidad de sensado......................................................... 3-4 3.1.4 Generador de pulsos...................................................... 3-4 3.1.5 Unidad de control............................................................ 3-5 3.1.6 Arquitectura digital y analógica....................................... 3-5

3.2 Arquitectura propuesta.................................................................. 3-7 3.2.1 Requisitos de hardware.................................................. 3-8

3.2.1.1 Circuitos de protección.................................... 3-8 3.2.1.2 Acondicionamiento de señal............................ 3-10 3.2.1.3 Elemento de procesamiento............................ 3-15 3.2.1.4 Estimulación cardiaca...................................... 3-17 3.2.1.5 Controles.......................................................... 3-20 3.2.1.6 Visualización.................................................... 3-21 3.2.1.7 Fuente de energía............................................ 3-21 3.2.1.8 Contenedor...................................................... 3-23 3.2.1.9 Configuraciones............................................... 3-23

3.3 Algoritmo de detección de complejo QRS..................................... 3-25 Capitulo 4 Implementación

4.1 Implementación de hardware....................................................... 4-1 4.1.1 Circuitos de protección................................................... 4-1 4.1.2 Acondicionamiento de la señal....................................... 4-3 4.1.3 Elemento de procesamiento........................................... 4-10 4.1.4 Estimulación cardiaca..................................................... 4-11

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4.1.5 Controles y visualización................................................ 4-13 4.1.6 Fuente de energía........................................................... 4-14

4.2 Algoritmo de detección de complejos QRS y control.................... 4-15 4.2.1 Algoritmo de detección de complejo QRS...................... 4-15 4.2.2 Algoritmo de control del marcapasos............................. 4-21

4.3 implementación final en circuito.................................................... 4-24 Capitulo 5 Pruebas y resultados

5.1 Generalidades............................................................................... 5-1 5.2 Versiones...................................................................................... 5-1 5.3 Pruebas de simulación.................................................................. 5-2

5.3.1 Circuitos.......................................................................... 5-2 5.3.2 Algoritmo 5-3

5.4 Pruebas de laboratorio.................................................................. 5-4 5.5 Pruebas in vivo.............................................................................. 5-12

Capitulo 6 Conclusiones

6.1 Objetivos alcanzados.................................................................... 6-1 6.2 Trabajo futuro................................................................................ 6-2

Referencias……………………………………………………………………… R-1 Apéndices

Apéndice A Diagramas electrónicos................................................... A-1 Apéndice B Código fuente.................................................................. B-1

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GLOSARIO

A demanda En un marcapasos artificial indica que el dispositivo solo estimulará al

corazón cuando su actividad natural tenga una frecuencia menor que la establecida previamente en el marcapasos artificial.

Acondicionamiento de la señal

Tratamiento realizado a alguna señal eléctrica con el fin de poder determinar mejor sus características o extraer información en etapas posteriores.

Algoritmo de detección de actividad cardiaca

Procedimiento que involucra la aplicación de operaciones matemáticas sobre una señal que representan la actividad eléctrica del corazón y que tienen como fin determinar cuando el corazón presenta actividad en alguna de sus cámaras.

Amplitud de estimulación

Magnitud de volts o miliamperes de la señal de estimulación que emite un marcapasos.

Ancho de pulso

Tiempo que dura la señal de estimulación emitida por un marcapasos.

Arritmia cardiaca

Irregularidad en el ritmo cardiaco.

Autonomía

Tiempo durante el cual opera un marcapasos en forma adecuada con la misma batería.

Cámaras del corazón

Cavidades en las cuales está dividido el corazón y que se encargan de recibir la sangre circulante. Se dividen en aurículas y ventrículos tanto izquierdos como derechos.

Cardiopatía

Enfermedad del corazón.

Controlador digital de señales (DSC)

Circuito integrado que contiene un procesador digital y un conjunto de recursos complementarios capaces de manejar digitalmente señales analógicas.

Complejo QRS

Conjunto de ondas eléctricas que representan la contracción ventricular y relajación auricular.

Despolarización cardiaca

Incremento en el voltaje dentro de las células cardiacas con respecto al exterior ocasionada por algún estímulo.

Electrograma

Registro de la actividad eléctrica en tejido vivo.

Estimulador

Circuito eléctrico que entrega una señal capaz de provocar una despolarización eléctrica en las células del tejido sobre el que actúa.

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Externo En un marcapasos artificial, se refiere a la ubicación de éste fuera del cuerpo del paciente.

Filtro

Circuito electrónico o algoritmo diseñado para dejar pasar una banda de frecuencia específica, mientras atenúa todas las señales fuera de esta banda.

Frecuencia de estimulación

Número de estímulos por minuto que emite un marcapasos.

Marcapasos

Estimulador que produce periódicamente pulsos eléctricos, los cuales son conducidos a través de electrodos en la superficie del corazón, en el músculo que lo conforma o en sus cavidades, con el fin de lograr su contracción mecánica.

Microcontrolador

Circuito electrónico programable empleado para controlar el funcionamiento de una tarea determinada.

Repolarización cardiaca

Decremento en el voltaje dentro de las células cardiacas con respecto al exterior ocasionada por algún estímulo.

Sensitividad

En un marcapasos, magnitud en volts, que debe ser rebasada para indicar la existencia de actividad cardiaca.

Sistema de conducción

Conjunto de tejidos encargados de generar y distribuir los impulsos eléctricos que permiten la contracción de los tejidos del corazón y que a su vez logran la distribución de sangre.

Temporal

En un marcapasos artificial se refiere al tiempo de utilización del dispositivo, indicando que será sólo por un periodo corto, generalmente durante la estancia del paciente en un centro hospitalario.

Umbral en amplitud

En un algoritmo de detección de complejos QRS, magnitud en volts, que debe ser superada para que se considere que existe contracción cardiaca.

Umbral en tiempo

En un algoritmo de detección de complejos QRS, tiempo que transcurre a partir del momento en que se detecta actividad cardiaca en un marcapasos y en el cual la señal cardiaca sensada no es tomada en cuenta para evitar la detección múltiple de una misma contracción cardiaca.

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INDICE DE TABLAS

Tabla 2.1 Tiempos típicos de duración de un ECG........................................... 2-7 Tabla 2.2 Clasificación de marcapasos ICHD................................................... 2-13 Tabla 2.3 Parámetros programables en un marcapasos.................................. 2-16 Tabla 2.4 Características marcapasos Bedside 4170....................................... 2-18 Tabla 2.5 Características marcapasos EV4543................................................ 2-18 Tabla 2.6 Características marcapasos PD 1200............................................... 2-19 Tabla 2.7 Características marcapasos 196....................................................... 2-19 Tabla 2.8 Características marcapasos MPD 3000............................................ 2-19 Tabla 2.9 Características marcapasos Pace 101.............................................. 2-20 Tabla 2.10 Características marcapasos SSB-100............................................... 2-20 Tabla 2.11 Características marcapasos Zeus Dual Pace................................... 2-21 Tabla 2.12 Características marcapasos 5348..................................................... 2-21 Tabla 2.13 Características marcapasos 5388..................................................... 2-21 Tabla 2.14 Características marcapasos EDP 20/A............................................. 2-22 Tabla 2.15 Características marcapasos EDP 30................................................. 2-22 Tabla 2.16 Clasificación de algoritmos por confiabilidad..................................... 2-27 Tabla 2.17 Clasificación de algoritmos por carga computacional....................... 2-27 Tabla 2.18 Etiquetado de terminales en marcapasos......................................... 2-32 Tabla 2.19 Tolerancias de parámetros en marcapasos...................................... 2-33 Tabla 3.1 Parámetros de funcionamiento.......................................................... 3-7 Tabla 3.2 Fuentes de transitorios y magnitudes................................................ 3-8 Tabla 3.3 Voltajes de ruptura de diversos dispositivos..................................... 3-9 Tabla 3.4 Microcontroladores Microchip candidatos......................................... 3-16 Tabla 3.5 DSC Microchip candidatos................................................................ 3-16 Tabla 3.6 Características de algoritmos de detección de complejo QRS......... 3-25 Tabla 4.1 Características NTE4915.................................................................. 4-1 Tabla 4.2 Máximos valores de RL...................................................................... 4-2 Tabla 4.3 Parámetros para diseño de filtros pasa banda.................................. 4-4 Tabla 4.4 Utilización de pines de Entrada – salida............................................ 4-10 Tabla 5.1 Cambios entre versiones del marcapasos........................................ 5-1 Tabla 5.2 Frecuencias de estimulación medidos.............................................. 5-7 Tabla 5.3 Amplitudes de estimulación medidos................................................ 5-7 Tabla 5.4 Resultados de pruebas con registros MIT-BIH.................................. 5-9 Tabla 5.5 Voltajes y resistencias para el detector de electrodos...................... 5-11 Tabla 5.6 Pruebas de elementos del marcapasos............................................ 5-17

xx

xxi

INDICE DE FIGURAS

Figura 2.1 Cámaras del corazón........................................................................ 2-1 Figura 2.2 Forma de onda del potencial de acción............................................ 2-3 Figura 2.3 Sistema de conducción cardiaco....................................................... 2-4 Figura 2.4 Electrograma y electrocardiograma.................................................. 2-5 Figura 2.5 Ondas típicas en un electrocardiograma........................................... 2-7 Figura 2.6 Derivaciones de miembros................................................................ 2-8 Figura 2.7 Derivaciones precordiales................................................................. 2-8 Figura 2.8 Diagrama a bloques de un detector QRS genérico........................... 2-23 Figura 3.1 Componentes funcionales de un marcapasos.................................. 3-1 Figura 3.2 Periodos típicos de señales cardiacas.............................................. 3-4 Figura 3.3 Procesamiento analógico y digital..................................................... 3-5 Figura 3.4 Diagrama de marcapasos propuesto................................................ 3-7 Figura 3.5 Corriente entregada por un desfibrilador........................................... 3-9 Figura 3.6 Circuito de protección contra transitorios.......................................... 3-9 Figura 3.7 Seguidor de voltaje............................................................................ 3-10 Figura 3.8 Filtro de múltiple retroalimentación................................................... 3-12 Figura 3.9 Amplificadores................................................................................... 3-13 Figura 3.10 Circuito para desplazamiento de línea basal.................................... 3-14 Figura 3.11 Chronaxie y rheobase....................................................................... 3-17 Figura 3.12 Curva de intensidad – duración para tejido cardiaco........................ 3-18 Figura 3.13 Diagrama a bloques del estimulador................................................. 3-19 Figura 3.14 Comparación de diversas formas de onda de estímulo.................... 3-20 Figura 3.15 Diagrama eléctrico de un botón........................................................ 3-21 Figura 3.16 Baterías alcalinas y níquel metal – hidruro....................................... 3-22 Figura 3.17 Voltaje y horas de servicio en una pila alcalina de 9 V..................... 3-22 Figura 3.18 Modos de operación......................................................................... 3-23 Figura 3.19 Diagrama de flujo del algoritmo de Gutiérrez & Hernández.............. 3-28 Figura 4.1 Desconexión de electrodos............................................................... 4-2 Figura 4.2 Seguidores de voltaje y amplificador de instrumentación................. 4-3 Figura 4.3 Implementación final del filtro pasa banda........................................ 4-5 Figura 4.4 Análisis de estabilidad...................................................................... 4-5 Figura 4.5 Polos del filtro.................................................................................... 4-7 Figura 4.6 Desplazamiento de línea basal......................................................... 4-8 Figura 4.7 Función de transferencia del convertidor A/D................................... 4-9 Figura 4.8 Conexión del TL7524........................................................................ 4-12 Figura 4.9 Circuito de estimulación.................................................................... 4-13 Figura 4.10 Controles y visualización................................................................... 4-14 Figura 4.11 Fuente de energía............................................................................. 4-15 Figura 4.12 Respuesta en magnitud y fase del filtro con escala 10..................... 4-16 Figura 4.13 Ubicación de polos y ceros en el plano complejo............................. 4-17 Figura 4.14 Determinación de umbral.................................................................. 4-18 Figura 4.15 Diagrama de flujo del algoritmo de detección implementado en el

dsPI30f4013...................................................................................... 4-20

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Figura 4.16 Diagrama de flujo de operación del marcapasos.............................. 4-23 Figura 4.17 Prototipo............................................................................................ 4-24 Figura 5.1 Respuesta en magnitud de filtro de 17 Hz........................................ 5-2 Figura 5.2 Segmento de señal de trabajo.......................................................... 5-3 Figura 5.3 Señal procesada por algoritmo de detección.................................... 5-4 Figura 5.4 Tiempo de detección......................................................................... 5-5 Figura 5.5 Señal de estimulación a diversos voltajes......................................... 5-6 Figura 5.6 Registro de actividad del marcapasos grabada en un polígrafo....... 5-8 Figura 5.7 Diversos registros.............................................................................. 5-10 Figura 5.8 Preparación del experimento............................................................ 5-12 Figura 5.9 Electrograma de cobayo................................................................... 5-13 Figura 5.10 Inicio de estimulación....................................................................... 5-13 Figura 5.11 Inhibición de marcapaso................................................................... 5-14 Figura 5.12 Conexión de circuito para detección de electrodos.......................... 5-14 Figura 5.13 Umbral en tiempo.............................................................................. 5-15 Figura 5.14 Umbral de estimulación.................................................................... 5-16

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INTRODUCCIÓN

1.1 Introducción El uso práctico de un dispositivo, implantable o externo, que genere un estímulo eléctrico, rítmico y controlado con el fin de mantener la frecuencia de bombeo del corazón en un valor adecuado, es relativamente reciente. Los marcapasos cardiacos han sido indicados para uso clínico desde hace poco más de 40 años. Estos dispositivos han sufrido importantes avances tecnológicos desde sus primeras versiones hasta los modelos recientes. Actualmente existen marcapasos capaces de estimular ambas cámaras cardiacas con diversos modos de programación, adaptables a las necesidades fisiológicas del usuario, con almacenamiento de datos y una confiabilidad excepcional. Los continuos avances en el área médica, científica y de ingeniería, así como el aumento en las enfermedades cardiovasculares entre la población mundial, han incrementado el uso de los marcapasos de tal forma que actualmente se estima que alrededor de 350,000 personas a nivel mundial obtienen los beneficios de este dispositivo cada año [1]. México, no está al margen de este problema, por lo cual el desarrollo nacional de equipo médico será benéfico para la población que sufre padecimientos cardiacos. 1.2 Descripción del problema El problema de la presente tesis consiste en diseñar e implementar un marcapasos externo a demanda para estimulación de ventrículos cardiacos. Un marcapasos es un estimulador que produce periódicamente pulsos eléctricos, los cuales son conducidos a través de electrodos en la superficie del corazón, en el músculo que lo conforma o en sus cavidades, con el fin de lograr su contracción mecánica [2]. Básicamente los marcapasos tratan arritmias cardiacas. Tales arritmias reducen el flujo sanguíneo que distribuye el corazón y pueden provocar mareos, perdida de conciencia y muerte. El objetivo del marcapasos es restaurar el ritmo cardiaco y el flujo sanguíneo de acuerdo a las necesidades fisiológicas del paciente [3]. Principalmente existen dos tipos de marcapasos: externos e implantables. Los marcapasos externos, en los cuales se centra la presente tesis, son utilizados para estimular a pacientes en forma temporal, previo a la implantación de un marcapasos definitivo o bien en casos en los que son requeridos por la práctica de algún otro procedimiento médico. El termino “a demanda” se refiere a que el marcapasos estimulará el tejido cardiaco solamente cuando así sea requerido, sin embargo el marcapasos también podrá operar en modo asíncrono, es decir podrá estimular al corazón a pesar de sensar actividad cardiaca.

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El marcapasos será capaz de realizar estimulación ventricular, ya que es de estas cámaras de donde sale el flujo sanguíneo que llega a los pulmones y al cuerpo y por lo tanto las que deben funcionar en forma óptima. 1.3 Ubicación del problema El marcapasos requiere el sensado de la señales producto de la actividad eléctrica del corazón, por lo cual es necesario el diseño y construcción de circuitos electrónicos capaces de acondicionar (filtrar y amplificar) dichas señales. Estos problemas pertenecen al campo de la instrumentación. Una vez que se ha capturado la señal del corazón, es necesario analizarla a fin de encontrar los parámetros requeridos para conocer la condición del funcionamiento de este órgano. En este caso, se buscará la presencia del complejo QRS. Para esta tarea existe una variedad de algoritmos. Alguno de dichos algoritmos será implementado en un procesador digital de señales (DSP) donde se analizará la señal y se determinará si el funcionamiento es normal o es necesaria la estimulación. Para lo anterior son necesarias técnicas de procesamiento digital de señales. En caso de que el marcapasos detecte que el corazón presenta un mal funcionamiento, es necesario que éste aplique alguna estimulación eléctrica con el fin de normalizar la actividad. Es necesario continuar con el sensado y el análisis de la señal a fin de determinar si el funcionamiento se ha estabilizado o no. Se pretende que el dispositivo quede implementado para su funcionamiento con baterías, se busca que cumpla con los requerimiento solicitados por la normatividad nacional e internacional, a fin, de que, una vez superadas las pruebas pertinentes, pueda ser utilizado en seres humanos. 1.4 Justificación Actualmente las enfermedades cardiovasculares representan la principal causa de muerte en nuestro país [WEB 1], según registros del INEGI [WEB 2] de 1990 a 2004, el porcentaje ha estado en aumento del tal forma que en 2004 de 473,417 defunciones ocurridas en el país el 16.4% corresponden a este tipo de padecimiento. Otras enfermedades, como la diabetes mellitus también causa arritmias [WEB 3] susceptibles de ser tratadas por marcapasos. Lo anterior, aunado a la carencia de dispositivos médicos para atender a la población que la requiere, se muestra como un problema de salud pública, que sin embargo, puede ser subsanado con el desarrollo de dichos dispositivos. De esta forma, se pretende diseñar e implementar un marcapasos, que debido, a las características que presenta, puede ser construido sin la utilización de tecnología costosa y por lo tanto puede ser utilizando en diversos hospitales del país, impulsando de esta forma, la generación de tecnología propia, útil y a bajo costo, cabe mencionar al respecto, que según informes de precios encontrados [WEB 4], el precio de un marcapasos externo oscila alrededor de $11,000. Si bien este costo no es excesivo, es posible construir este tipo de dispositivos a un precio mucho menor.

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1.5 Objetivos 1.5.1 General Diseñar e implementar un marcapasos externo a demanda acorde a las características establecidas en la normatividad vigente para estos dispositivos. 1.5.2 Particulares

• Diseñar e implementar circuitos de acondicionamiento de señal para un electrograma que permitan su posterior tratamiento digital.

• Analizar, seleccionar e implementar algún algoritmo de detección de complejo QRS en un procesador digital de señales para el funcionamiento en un marcapasos.

• Diseñar e implementar un circuito de estimulación cardiaca. • Realizar las pruebas pertinentes para verificar el correcto funcionamiento del

marcapasos. 1.6 Restricciones y limitaciones Debido al ámbito de utilización del dispositivo y a las pruebas necesarias para poder utilizar el marcapasos en seres humanos, este trabajo se considerará concluido y satisfactorio cuando se haya probado su adecuado funcionamiento en animales, tomando en consideración que las características del marcapasos sean lo más apegadas a la normatividad actual. Es importante mencionar que la normatividad considerada será la referente a parámetros y especificaciones de operación técnica del dispositivo y no se considerará la normatividad referente al control de calidad y descripción de procesos para el desarrollo de dispositivos a nivel industrial. 1.7 Organización del trabajo La tesis se encuentra organizada de la siguiente forma En el capítulo 1 se presenta la descripción del problema, la justificación y los objetivos que se pretenden al realizar el diseño del marcapasos. En el capítulo 2 se presentan los antecedentes necesarios para comprender el funcionamiento del corazón en estado saludable, las cardiopatías que un marcapasos puede ayudar a resolver, los antecedentes sobre marcapasos existentes, características de algunos modelos comerciales, principios de electrocardiografía, normatividad existente a nivel nacional e internacional referente a la construcción y utilización de marcapasos externos, las generalidades de los algoritmos utilizados para detección de actividad cardiaca y las bases de datos empleadas en las pruebas de equipo médico. En el capítulo 3 se presenta el análisis de la arquitectura propuesta para el marcapasos así como los parámetros y especificaciones de diseño tanto para el hardware como para el algoritmo empleado.

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El capítulo 4 presenta la implementación de la arquitectura propuesta, se detalla la construcción de los dispositivos electrónicos, recursos utilizados, diagramas de flujo y descripción del algoritmo utilizado. En el capítulo 5 se muestra la descripción de pruebas y los resultados obtenidos; empleando tanto simuladores como pruebas en animales. En el capítulo 6 se emiten las conclusiones finales, los objetivos alcanzados y los tópicos pendientes para ser desarrollados en investigaciones futuras. El apéndice A muestra los diagramas electrónicos de los circuitos implementados. El apéndice B muestra el código fuente en lenguaje ensamblador para la familia de procesador dsPIC30F.

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ANTECEDENTES

2.1 Antecedentes biológicos 2.1.1 Fundamentos del funcionamiento del corazón El corazón, para fines prácticos, puede ser dividido en cuatro cámaras principales de dos tipos distintos: aurículas y ventrículos. Las aurículas se ubican en la parte superior del corazón mientras que los ventrículos en la parte inferior. Tanto aurículas como ventrículos se dividen en izquierdo y derecho, figura 2.1 La circulación de la sangre por el corazón tiene el siguiente circuito: la sangre cargada de dióxido de carbono proveniente de todo el cuerpo llega a la aurícula derecha, de aquí es transferida hacia el ventrículo derecho, el cual se encarga de bombearla hacia los pulmones donde la sangre libera el dióxido de carbono y se carga de oxigeno para regresar al corazón por la aurícula izquierda. Finalmente pasa hacia el ventrículo izquierdo el cual bombea la sangre rica en oxigeno hacia todo el cuerpo [4].

Figura 2.1 Cámaras del corazón.

En un latido normal, las dos aurículas se contraen mientras que los ventrículos se relajan y posteriormente cuando los ventrículos se contraen, las aurículas se relajan. Sístole es el término utilizado para la fase de activación, contracción o despolarización, mientras que diástole se refiere a la fase de relajación o polarización. De acuerdo a lo anterior podemos decir que un ciclo cardiaco se compone de una sístole y una diástole de las aurículas y una sístole y diástole de los ventrículos. Específicamente: la sangre fluye continuamente de las venas, las provenientes del cuerpo, hacia la aurícula derecha y desde las venas pulmonares hacia la aurícula izquierda; por gravedad, el 70% de la sangre fluye hacia los ventrículos derecho e izquierdo

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respectivamente. Con la activación del marcapasos natural del corazón (nodo SA) comienza la contracción auricular que envía el 30% restante de la sangre a los ventrículos. Posteriormente las aurículas entran en fase diastólica mientras que los ventrículos llenos de sangre comienzan su contracción para enviarla hacia los pulmones y el resto del cuerpo. En la siguiente fase los ventrículos entran en un periodo de relajación mientras que las aurículas comienzan su despolarización iniciando un nuevo ciclo cardiaco. Para que el flujo sanguíneo pueda circular dentro del corazón debe existir una sincronización entre el paso de sangre a las aurículas, el bombeo de las aurículas hacia los ventrículos y de estos hacia el cuerpo. Esta sincronización se logra a través del sistema de conducción. 2.1.2 Fuentes de potencial eléctrico del corazón Los sistemas del organismo generan sus propias señales de monitorización para llevar a cabo sus distintas funciones. Estas señales son los potenciales bioeléctricos y están asociadas a la conducción nerviosa, actividad muscular, etc. Ciertas células del organismo, incluyendo las cardiacas, se encuentran protegidas por una membrana semipermeable que permite el paso selectivo de sustancias que se encuentran rodeando a la célula, dichas sustancias son principalmente iones sodio(+), potasio(+) y cloro(-). La membrana celular es especialmente permeable al paso de sodio, ión que se encuentra en el exterior de la célula y debido a lo cual, ésta mantiene en su interior una carga negativa con respecto al exterior. Esta diferencia de potencial entre el interior y exterior de la célula es denominada potencial de reposo y se mantiene hasta que alguna perturbación altera el equilibrio. Este potencial oscila entre –60 y –100 mV dependiendo de la célula de que se trate. Cuando se excita una parte de la membrana celular mediante el flujo de corriente iónica o algún tipo de energía aplicada externamente, la membrana cambia su permeabilidad y permite el flujo de iones sodio al interior de la célula. Como resultado de esto, la célula adquiere un potencial ligeramente positivo en su interior. Este potencial es conocido como potencial de acción y es aproximadamente +20 mV. Se dice que una célula está despolarizada, cuando ha sido excitada y presenta un potencial de acción. Cuando la excitación que originó la despolarización ha cesado, la membrana adquiere nuevamente su permeabilidad impidiendo el paso de iones sodio y se alcanza un nuevo estado de equilibrio. Dicho estado, es rápidamente perdido debido a un efecto conocido como bomba de sodio el cual provoca una paso rápido de los iones sodio al exterior de la célula. En este proceso, conocido como repolarización, la célula adquiere nuevamente su potencial de reposo. El potencial de acción de una célula es siempre el mismo sin importar el método por el cual la célula fue excitada o la intensidad de esta excitación, siempre que sea suficiente para la despolarización. Posteriormente a la generación de un potencial de acción hay un breve periodo de tiempo durante el cual la célula no responde a ningún estímulo nuevo. Este periodo es denominado periodo refractario absoluto, posteriormente aparece un periodo refractario relativo durante el cual se puede producir otro potencial de acción, pero el estímulo necesario para lograr la despolarización debe ser mucho mayor que en el caso normal.

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La velocidad con que se mueve un potencial de acción de una célula a otra se denomina velocidad de propagación y en el caso de músculo cardiaco es de entre 0.2 y 0.4 metros por segundo aunque en las fibras ubicadas entre las aurículas y los ventrículos esta velocidad disminuye hasta 0.03 ó 0.05 metros por segundo. La figura 2.2 muestra la forma de onda de un potencial de acción típico. La escala de tiempos para el potencial de acción depende del tipo de célula que produce el potencial, para el caso de las células cardiacas, la repolarización dura de 150 a 300 ms

Figura 2.2 Forma de onda del potencial de acción.

2.1.3 Sistema de conducción El sistema de conducción es el conjunto de tejidos encargados de generar y distribuir los impulsos eléctricos que permiten la contracción de los tejidos del corazón y que a su vez logran la distribución de sangre. Los principales componentes del sistema de conducción son: Nodo sinoauricular. También conocido como nodo SA, es el marcapasos natural del corazón, se ubica en la pared auricular derecha prácticamente en la unión con la vena cava superior. Es en este nodo donde se inicia cada ciclo cardiaco y por lo tanto es quien establece el ritmo del corazón en una persona sana. Este nodo se despolariza de forma espontánea a una frecuencia más alta que los demás componentes del sistema, esto ocasiona que la señal de despolarización se transmita hacia otras áreas del sistema de conducción. Aunque este nodo se despolariza de forma espontánea sin intervención del sistema nervioso, la frecuencia a la que esto ocurre si se ve afectada por dicho sistema o por sustancias químicas. Nodo auriculoventricular. El nodo AV se ubica en la parte inferior del tabique interauricular por lo tanto es una de las últimas porciones de la aurícula que se despolariza. El nodo AV una vez que ha recibido la señal de despolarización, deja pasar un tiempo aproximado de

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1/10 de segundo para que comience su despolarización [5]. De este nodo se desprenden unas fibras de conducción llamadas haz de His. Haz de His. Fibras de conducción que corren hacia abajo a lo largo del tabique interventricular, separándose en ramas derecha e izquierda. Este haz distribuye el potencial de acción sobre las superficies internas de los ventrículos, sin embargo, la contracción real de los ventrículos es estimulada por las miofibrillas de conducción o fibras de Purkinje, las cuales emergen de las ramas del haz y pasan a las fibras del miocardio en los ventrículos. La figura 2.3 muestra los elementos del sistema de conducción.

Figura 2.3 Sistema de conducción cardiaco. 2.1.4 Marcapasos naturales Tal como se ha explicado anteriormente el nodo SA es el marcapasos natural del corazón, sin embargo, éste no es el único existente. En caso de que el nodo SA o el sistema de conducción que comunica la activación de éste fallen, existen otros posibles marcapasos que pueden entrar en funcionamiento. A este conjunto de marcapasos de emergencia se les conoce como ectópicos. Estos marcapasos ectópicos se encuentran distribuidos en todo el tejido miocárdico. En las aurículas los marcapasos existentes, cuando son activados, pueden llegar a tener una frecuencia “normal” de 75 activaciones por minuto. El nodo AV también es un marcapasos natural que puede activarse independientemente si no es estimulado por el nodo SA, el nodo AV tiene una frecuencia de 60 pulsaciones por minuto. Finalmente, en los ventrículos existen marcapasos que pueden llegar a activarse cuando no reciben estimulación por el sistema de conducción de alguno de los marcapasos previos. Estos marcapasos pueden llegar a tener una frecuencia de 30 a 40 pulsos por minuto. Como puede verse, entre más abajo en el corazón se encuentre un marcapasos, su frecuencia de estimulación es menor, esto es debido a que en condiciones normales son despolarizados a una frecuencia mayor por el nodo SA y no tienen tiempo de entrar en funcionamiento.

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2.1.5 Tiempos de funcionamiento del corazón Para analizar el tiempo que toma cada fase del ciclo cardiaco, se toma en cuenta una frecuencia cardiaca de 75 latidos por minuto, cada latido toma 0.8 segundos. Durante el primer 0.1 segundo, las aurículas se contraen y los ventrículos se relajan. Durante los siguientes 0.3 segundos, las aurículas se relajan y los ventrículos se contraen. En los últimos 0.4 segundos se encuentra el periodo de relajación y todas las cavidades están en diástole. Por lo tanto, en un ciclo completo, las aurículas están en sístole 0.1 segundos y en diástole 0.7 segundos; los ventrículos están en sístole 0.3 segundos y en diástole 0.5 segundos. Cuando el corazón late más rápido de lo normal, el periodo de relajación se acorta de manera proporcional [4]. 2.1.6 Registro de la actividad cardiaca 2.1.6.1 Electrograma (EGM) Un electrograma es el registro del cambio de potencial eléctrico en tejido vivo [WEB 5]. Existen tres tipos de electrogramas para registrar actividad cardiaca.

• Electrograma de esófago. Se registra por un electrodo colocado en el esófago. Sirve para la detección mejorada de ondas P y el análisis de arritmias.

• Electrograma del haz de His. Sirve para registrar actividad de la parte baja de la aurícula derecha, nodo AV, haz de His y fibras de Purkinje.

• Electrograma intracardiaco. Registro de los cambios de potencial en lugares específicos del corazón. Los electrodos se ubican dentro del corazón a través de catéteres cardiacos. Es útil para el análisis de señales que no se pueden ver en un electrocardiograma.

La figura 2.4 muestra imágenes comparativas entre señales obtenidas en un electrocardiograma y electrogramas.

Figura 2.4 Electrograma y electrocardiograma.

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2.1.6.2 Electrocardiograma El electrocardiograma es un registro de la actividad eléctrica del corazón medida sobre la piel de alguna parte del cuerpo del paciente en estudio [2]. Se realizan para valorar posibles síntomas de enfermedad cardiaca, detección de ritmo cardiaco anormal y patrones de conducción, para seguir el curso de recuperación después de un ataque cardiaco, vigilar la efectividad de ciertos fármacos, revisar el funcionamiento de los marcapasos artificiales y valorar el estado del corazón antes de alguna cirugía. 2.1.6.3 Ondas Como se ha explicado anteriormente, el estímulo eléctrico del corazón comienza en el nodo SA iniciando inmediatamente la contracción de las aurículas. Esta actividad eléctrica es detectada en un electrocardiograma como una onda positiva (según la ubicación de los electrodos). Esta onda es llamada onda P. El impulso eléctrico de las aurículas llega al nodo AV donde existe un retraso de 1/10 de segundo, posteriormente, este nodo también se despolariza y transmite el impulso hacia el haz de His de donde pasa a las fibras de Purkinje que rodean a los ventrículos y generan su contracción. En un electrocardiograma, la actividad eléctrica de los ventrículos se manifiesta por un conjunto de 3 ondas: el complejo QRS. La onda Q es una onda negativa, posteriormente aparece la onda R que es una onda de mayor amplitud que las demás y positiva. Finalmente, aparece la onda S que es otra onda negativa. No existe espaciamiento en tiempo entre estas ondas, ocurren una tras de otra. En el mismo tiempo en el que se genera el complejo QRS, se presenta la repolarización de las aurículas, este hecho también genera actividad eléctrica y queda contenida dentro del complejo QRS. Finalmente cuando se realiza la repolarización de los ventrículos también se presenta actividad eléctrica y aparece como una pequeña onda positiva. A esta onda se le denomina onda T. En un electrocardiograma también son de interés los segmentos y los intervalos. Un segmento es la distancia (el tiempo en forma estricta) entre el fin de una onda y el inicio de la siguiente sin incluir a éstas. Un intervalo es la distancia (en tiempo estrictamente) entre el inicio de una onda y el fin de la siguiente, incluyendo las ondas. Los segmentos de interés son el PR y el ST. Los intervalos de interés son el PR, QRS, QT y ST Un ciclo cardiaco completo, por lo tanto, consta de una onda P, un complejo QRS y una onda T. A través del estudio de la ausencia o comportamiento anormal de este patrón es posible determinar si existen anomalías en el funcionamiento del corazón. Aunque un electrocardiograma como tal es un instrumento útil en el diagnóstico de enfermedades coronarias, actualmente se encuentra integrado en otros instrumentos como cardiotacómetros, desfibriladores y por supuesto marcapasos. La figura 2.5 muestra las ondas observadas en un electrocardiograma. La tabla 2.1 muestra los tiempos típicos de duración de los diversos eventos en un ECG [6].

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Tabla 2.1 Tiempos típicos de duración de un ECG.

Parámetro Rango normal (s) Intervalo PR 0.12 – 0.20 Intervalo QRS 0.06 – 0.10 Segmento ST 0.05 – 0.15 Intervalo QT 0.35 – 0.44 Intervalo RR 0.6 – 1.0

Figura 2.5 Ondas típicas en un electrocardiograma. 2.1.6.4 Derivaciones Los eléctrodos de medición de la actividad eléctrica pueden ser ubicados en diversas partes del cuerpo. Cada una de estas ubicaciones es una derivación. En los electrocardiogramas actuales existen 12 derivaciones: 6 derivaciones de miembros y 6 derivaciones precordiales. Para obtener las derivaciones de miembros, se colocan los electrodos en pierna izquierda, brazo derecho y brazo izquierdo. Las derivaciones I II y III utilizan al brazo derecho e izquierdo, brazo derecho y pierna izquierda, brazo izquierdo y pierna izquierda respectivamente. Las derivaciones aVR, aVL y aVF utilizan un electrodo en un solo miembro y el otro es una “tierra” común de los demás miembros (incluyendo las dos piernas), así, aVR

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utiliza el brazo derecho y la tierra común, aVL, utiliza brazo izquierdo y tierra común y aVF utiliza pierna izquierda y tierra común. Las derivaciones precordiales se ubican en el tórax del paciente. Las derivaciones V1 y V2 se encuentras sobre la parte derecha del corazón, las derivaciones V3 y V4 se ubican sobre el tabique interventricular y las V5 y V6 en el lado izquierdo del corazón. Cada derivación toma un registro desde distintos ángulos, por lo tanto, se puede decir, que cada derivación es un registro diferente de la misma actividad cardiaca, esto es útil para el diagnóstico ya que en algunas derivaciones serán más claros fenómenos que en otras derivaciones serían más difíciles de ver.

Figura 2.6 Derivaciones de miembros.

Figura 2.7 Derivaciones precordiales.

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2.1.7 Cardiopatías Las cardiopatías pueden ser divididas en tres grandes grupos [WEB 6]:

• Eléctricas: Son ocasionadas por problemas en el sistema de conducción. • Circulatorias: Causadas por enfermedades arteriales. • Estructurales: Originadas por daño en el tejido o válvulas del corazón.

Cuando el sistema de conducción del corazón está dañado en algún punto, como consecuencia de inflamación, calcificación, operación quirúrgica o lesión, los impulsos eléctricos producidos por el marcapasos natural del corazón no pueden ser conducidas a todos los puntos de este órgano. Debido a esto, se tiene una función cardiaca reducida, la cual es insuficiente para bombear la cantidad de sangre necesaria a través del sistema circulatorio y provocando como primeros síntomas disnea, episodios de desmayo y debilidad física [7]. Debido a que son las enfermedades de tipo “eléctrico”, en especial las arritmias, las que pueden ser tratadas con ayuda de un marcapasos, se mencionan, por clasificación, las más comunes [5]. 2.1.7.1 Ritmos variables Por ritmos variables se conoce un grupo de ritmos irregulares en los cuales se conserva el orden normal de contracción, relajación de aurículas y ventrículos; sin embargo, existen cambios en los intervalos a los cuales ocurren estos fenómenos. Arritmia sinusal. La arritmia sinusal es un ritmo irregular variable que se debe principalmente a lesiones en las arterias coronarias. En esta arritmia, los impulsos del marcapasos son generados en el nodo SA, sin embargo, la actividad de este marcapasos es muy irregular y los impulsos se presentan en intervalos variables. Las ondas P, QRS y T suelen tener el mismo espaciamiento entre ellas pero la distancia entre un conjunto de ondas y otro es variable. Marcapasos migratorio. En este caso la actividad de inicio de despolarización pasa de un marcapasos ectópico a otro dentro de las aurículas, no se observa ninguna constancia en la sucesión de ciclos y las ondas P son distintas ya que su origen también es distinto. 2.1.7.2 Extrasístoles y fallas Las extrasístoles se pueden identificar como ondas que se presentan más pronto de lo esperado, es decir existe disparo prematuro de uno o más focos ectópicos. Las fallas se refieren a zonas planas prolongadas de la línea basal. Extrasístole auricular. Las extrasístoles auriculares se originan en un marcapasos ectópico de la aurícula y se presentan mucho antes que la onda P normal, este impulso despolariza la aurícula en la misma forma que el impulso normal, por lo tanto estimula al nodo AV como si se tratase de una señal normal.

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Extrasístole nodal (AV). En este caso el nodo AV se despolariza antes de recibir una estimulación normal del nodo SA. Este caso se identifica porque se observa un complejo QRS no precedido de una onda P. Extrasístole ventricular. Se presenta una extrasístole ventricular cuando la despolarización comienza desde algún foco ectópico de alguno de los ventrículos sin haber recibido una estimulación previa. Parasistolia. Es un ritmo dual causado por dos marcapasos, de los cuales uno es generalmente un foco ectópico de origen ventricular. Escape auricular. Cuando la aurícula no es estimulada después de uno o más ciclos, un foco ectópico en la aurícula entra en acción y comienza su despolarización. Escape nodal. En este caso, después de uno o más ciclos de no estimulación del nodo SA, el nodo AV comienza su despolarización estimulando las demás partes del sistema de conducción. Escape ventricular. En este caso, los focos que se despolarizan se ubican en alguno de los ventrículos. Paro sinusal. Existe paro sinusal cuando el nodo SA deja de despolarizarse en forma automática, en este momento, algún otro foco ectópico asume el papel de marcapasos, generando un nuevo ritmo que no coincide con el que presentaba el nodo SA. 2.1.7.3 Ritmos rápidos Los ritmos rápidos pueden ser o no regulares, la principal característica es la alta frecuencia a la que trabaja el corazón. Taquicardia paroxística. La taquicardia paroxística es el incremento brusco en el ritmo cardiaco. Generalmente este aumento en el ritmo es debido a la activación de un foco ectópico. Esta taquicardia presenta frecuencias de 150 – 250 ppm. Taquicardia paroxística auricular. En este caso el foco que se activa se encuentra en alguna aurícula. Taquicardia paroxística auricular con bloqueo. En esta cardiopatía un foco ectópico auricular se activa a una alta frecuencia pero sólo uno de estos estímulos logra despolarizar al resto del corazón, debido a esto se generan dos o más ondas P por cada complejo QRS. Taquicardia paroxística nodal. El nodo AV se despolariza a una frecuencia alta. Taquicardia ventricular. En este caso, el marcapasos que genera las despolarizaciones se encuentra en alguno de los ventrículos. Aleteo auricular. En un aleteo auricular, un foco ectópico inicia la excitación con frecuencias de 250 a 350 despolarizaciones por minuto, sólo algunos de estos estímulos alcanzan a activar al nodo AV.

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Aleteo ventricular. En este caso el foco ectópico ubicado en algún ventrículo genera descargas con frecuencia de 200 a 300 ppm. Fibrilación auricular. La fibrilación auricular es la activación simultánea de muchos focos ectópicos en las aurículas a diversas frecuencias por lo que se produce una actividad auricular caótica e irregular. Fibrilación ventricular. En este caso los focos que se activan simultáneamente se ubican en los ventrículos lo cual deriva en una actividad caótica e irregular. 2.1.7.4 Bloqueos cardiacos. Los bloqueos se presentan en el sistema de conducción y simplemente es un daño en el tejido que lo conforma que impide que el estímulo continúe su recorrido normal. Bloqueo SA. En este bloqueo el nodo SA, deja de despolarizarse por un ciclo en forma no predecible, después de esta “pausa”, el nodo continúa con su ciclo normal. Bloqueo AV. El nodo AV tarda más tiempo de lo normal en comenzar a despolarizarse una vez que ha recibido el impulso eléctrico proveniente del nodo SA. Bloqueo AV de primer grado. Se dice que existe un bloqueo AV de primer grado cuando existe un retardo mayor de 0.2 s entre la despolarización de las aurículas y el inicio de despolarización de los ventrículos. Bloqueo AV de segundo grado. En este caso se requieren dos o más estímulos al nodo AV para que comience su despolarización. Fenómeno de Wenchebach. Se dice que se presenta este fenómeno cuando el nodo AV funciona de tal forma que con cada estimulo deja pasar más tiempo antes de que él mismo se despolarice hasta que finalmente no lo hace, en el siguiente estimulo si se despolariza y nuevamente comienza a pasar más tiempo entre cada estímulo para su despolarización. Este fenómeno también es conocido como bloqueo Mobitz I. Mobitz II. Es semejante al Mobitz I sólo que en este caso no existe retraso entre la estimulación y respuesta del nodo AV, simplemente después de un número de estímulos el nodo no responde y por lo tanto no estimula a los ventrículos. Bloque AV de tercer grado. En este caso el nodo AV no responde ante el estímulo del nodo SA por lo tanto los ventrículos no tienen contracción y deben ser estimulados en forma independiente (marcapasos ectópico) Bloqueo de rama. En un bloqueo de rama el haz de His, ya sea en la rama derecha o izquierda, es incapaz de transmitir el impulso eléctrico de despolarización. En forma general un marcapasos temporal está indicado para los siguientes casos [8] [9]:

• Bloqueo AV completo • Bloqueo AV de segundo grado • Bloqueo de rama

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• Fibrilación auricular • Síndrome de seno enfermo (SSS) • Bradicardia • Prevención de taquicardias • Infarto agudo al miocardio • Pacientes con bradicardia extrema con crisis de Stokes-Adams • Intoxicación por drogas • Extrasístoles muy frecuentes y taquicardias de repetición

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2.2 Antecedentes tecnológicos 2.2.1 Marcapasos artificiales Un marcapasos artificial es un instrumento que envía pequeñas cargas eléctricas que estimulan el corazón. Físicamente es posible distinguir tres componentes básicos [1].

• Generador de pulso. Contiene los circuitos de: protección, acondicionamiento de la señal, control, estimulación y la batería.

• Sonda, cable conductor o electrodo. Es un alambre flexible conectado con el generador de pulso que tiene como función registrar la actividad cardiaca y realizar la estimulación cuando es necesaria. En ocasiones este conductor es alargado por otro cable llamado Cable de paciente.

• Programador. Presente sólo en marcapasos permanentes, es el elemento que permite establecer los parámetros de operación del marcapasos cuando éste ha sido implantado o bien monitorear su funcionamiento.

En el caso de los marcapasos implantables podemos identificar al programador como parte integrante del sistema de marcapasos [1]. 2.2.1.1 Código ICHD Debido a que un marcapasos puede estimular siempre al músculo cardiaco o sólo cuando sea requerido, y sensar o no la actividad de ventrículos y/o aurículas, se creó un código para identificar los diversos tipos de dispositivos existentes. Este código es conocido como código ICHD. Originalmente constaba de tres letras, pero con el surgimiento de nuevos marcapasos se ha ampliado a cinco letras. La primer letra del código indica la parte del corazón estimulada, la segunda letra indica la parte del corazón sensada. La tercer letra indica la respuesta del dispositivo a la señal sensada. En los modelos recientes y con estas capacidades existe una cuarta letra que indica la capacidad de programación y una quinta letra que indica la función antitaquiarrítmica. Lo anterior se resume en la tabla 2.2

Tabla 2.2 Clasificación de marcapasos ICHD. Posición I II III IV V

Categoría Cámara estimulada

Cámara sensada

Respuesta del dispositivo

Programabilidad Antitaquiarritmia

0 = Ninguna 0 = Ninguna 0 = Ninguna 0 = Ninguna 0 = Ninguna A = Aurícula A = Aurícula T =

Activación P = Programable simple

P = Estimulación

V = Ventrículo

V = Ventrículo I = Inhibición M = Multiprogramable S = Shock

D = Dual (A+V)

D = Dual (A+V)

D = Dual (T + I)

C = Comunicable D = Dual (P+S)

R = Modulación de pulso

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2.2.1.2 Tipos de marcapasos Es posible clasificar los marcapasos artificiales de acuerdo a diversos criterios [10]. En esta ocasión se presenta las siguientes divisiones: Por su frecuencia de pulso

• Marcapasos de frecuencia fija. En estos marcapasos, que fueron de los primeros que se diseñaron y utilizaron, la característica principal radica en que la frecuencia y amplitud de pulso de la señal que inyectan al corazón está predeterminada y no puede ser variada, a no ser que se modifique el circuito eléctrico. La principal desventaja consiste en que estos dispositivos son de uso específico ya que se adecuan según a la cardiopatía que se está tratando y las características del paciente que lo utiliza, además de que estimulan al corazón al ritmo al que fueron programados sin tomar en cuenta el ritmo al que este late en forma normal. Su ventaja consiste en la relativa facilidad de implementación, de operación y de costo.

• Marcapasos de frecuencia variable. El corazón responde a las necesidades del cuerpo y varia la frecuencia de sus contracciones. Existen marcapasos que intentan emular esta función y que, con base en diversos parámetros medidos, determinan la frecuencia a la que debe ser estimulado el corazón. Los parámetros que miden son diversos y varían desde el funcionamiento del nodo SA, la frecuencia de respiraciones, la temperatura corporal, etc. Estos dispositivos son los más complejos de construir ya que además de la medición del parámetro, su estimulación generalmente se realiza tanto a ventrículos como aurículas.

Por su respuesta

• Marcapasos a demanda. Es posible que el corazón de un paciente presente episodios ocasionales en los cuales no funcione en forma normal. Es estas situaciones se utiliza un marcapasos a demanda, el cual, como su nombre lo indica, sólo excitará al corazón cuando sea requerido.

• Marcapasos asíncronos. En este tipo de dispositivos, la estimulación siempre se realiza, no existe un sensado para saber si el corazón está o no funcionando en forma normal. El generador de pulsos siempre genera la señal eléctrica que estimula al corazón a una frecuencia fija.

Por su ubicación

• Marcapasos externos. Los marcapasos externos son dispositivos que no son introducidos en el cuerpo del paciente sino que se ubican fuera de éste. Estos marcapasos son fácilmente configurables ya que presentan controles disponibles al especialista, no presentan problema con la duración de las baterías, ya que éstas son fácilmente reemplazables. Es importante recalcar que el término externo se refiere a lo que ya se explicó: la ubicación

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del marcapasos y no a la ubicación del electrodo de estimulación ya que estos pueden o no ser introducidos en el cuerpo del paciente.

• Marcapasos internos. Los marcapasos internos son dispositivos que se implantan en el cuerpo del paciente. Este tipo de marcapasos es usado cuando la cardiopatía del paciente requiere tratamiento permanente. Su construcción es complicada y costosa ya que se utilizan materiales adecuados para que puedan soportan las condiciones dentro del cuerpo humano.

Por la cámara estimulada

• Estimulación a una cámara. Estos dispositivos sólo pueden estimular un tipo de cámara, ya sea las aurículas o los ventrículos. Tienen la ventaja de que su implantación es relativamente simple, su funcionamiento y por lo tanto su seguimiento también son simples además tienen una vida mayor debido a la menor energía necesaria para estimular una cámara [7].

• Estimulación a dos cámaras En este caso el dispositivo tiene la capacidad de estimular tanto a las aurículas como a los ventrículos. Tiene la ventaja de que el funcionamiento se asemeja más a la forma en la que el corazón trabaja de forma natural, además de que su funcionamiento es versátil e impide la aparición de fenómenos propios de marcapasos de una sola cámara [7], sin embargo también puede inducir algunos síntomas en el paciente además de que su construcción y funcionamiento son más complejos.

Por fuente de energía

• Baterías Estos marcapasos obtienen la energía necesaria para funcionar de baterías. • Corriente alterna Estos dispositivos obtienen la energía directamente de la línea convencional, tienen el inconveniente de que el circuito debe presentar un excelente aislamiento para evitar descargas en el paciente.

Por respuesta del dispositivo

• Onda R sincronizada. Este tipo de dispositivos se caracteriza porque toman la señal proveniente de alguna cámara (ventrículo o aurícula), la amplifican y la devuelven (generalmente) al ventrículo. Cuando el corazón está funcionando dentro de frecuencias normales, el marcapasos sólo sigue esta frecuencia sin excitar el músculo, por el contrario, cuando el corazón funciona fuera de estas frecuencias, el marcapasos estimula al músculo tratando de que su funcionamiento se normalice. Esta forma de estimulación tiene la desventaja de que el marcapasos requiere mayor energía ya que siempre está acompañando los estímulos del corazón.

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• Onda R inhibida En este caso el dispositivo verifica cuando el corazón ha producido un estimulo. Si éste cae dentro del rango de tiempo preestablecido como normal, la señal de estimulación del marcapasos es inhibida y por lo tanto no existe estimulación. Si esta señal cae fuera de este rango, el marcapasos comienza a estimular el corazón. Presenta la desventaja de que es más sensible al ruido electromagnético que la estimulación de onda R sincronizada.

Cabe mencionar que estas clasificaciones no son excluyentes, es decir un mismo marcapasos puede presentar varias características. 2.2.1.3 Valores típicos de estimulación Los marcapasos actuales presentan ciertos rangos de operación estándar. En cuanto a la frecuencia de estimulación, se manejan rangos de 60 – 75 pulsaciones por minuto y en algunos modelos programables el rango crece de 30 a 180 e inclusive más en modelos pediátricos. En cuanto a la amplitud y duración de la señal de estimulación, se observan dos opciones según si el dispositivo es de corriente constante o voltaje constante. Para dispositivos de voltaje constante, se tienen amplitudes de estimulación de 1.0 hasta 14 V con un ancho de pulso de 0.5 – 0.6 ms. Para un dispositivo de corriente constante el pulso tiene una amplitud de 8 – 10 mA y una duración de 1.0 – 1.2 ms En ambos casos, la impedancia típica del electrodo es de 500 Ω [11]. 2.2.1.4 Parámetros programables Actualmente los marcapasos tienen una gran variedad de parámetros que pueden ser programados de acuerdo a las necesidades del paciente. En los dispositivos implantables esta programación se realiza antes de colocarlos en el paciente aunque también es posible realizarla una vez colocado en el paciente, esto se logra a través de transmisores que envían los datos al marcapasos. Los dispositivos externos son mucho más fáciles de programar ya que todos los controles necesarios se encuentran disponibles para el especialista. Entre los parámetros que se pueden modificar se encuentran los mostrados en la tabla 2.3

Tabla 2.3 Parámetros programables en un marcapasos.

Parámetro Amplitud del pulso auricular Duración del pulso auricular Periodo refractario para la estimulación auricularSensitividad auricular Retardo AV Modo de estimulación Frecuencia de estimulación Amplitud de pulso ventricular Duración de pulso ventricular Periodo refractario ventricular Sensitividad ventricular

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Según el tipo de marcapasos puede presentar diversos parámetros de la tabla 2.2, inclusive puede tener otros no contemplados según la complejidad y funcionamiento del dispositivo. 2.2.1.5 Desarrollo de marcapasos en el país En el país se ha desarrollado muy poca investigación referente al diseño de todo tipo de marcapasos. El Dr. Joaquín Remolina perteneciente al departamento de bioelectrónica del CINVESTAV desarrolló un marcapasos implantable a demanda ventricular [12]. Debido a que la primera versión de este dispositivo fue construido con elementos electrónicos “modestos”, su tamaño excedía al de un marcapasos implantable por lo cual fue probado como uno de tipo externo. La segunda versión de este dispositivo ya contaba con un tamaño y materiales adecuados que permitían su implantación en seres humanos. Las principales características de este dispositivo fueron:

• Frecuencia de estimulación de 60 – 90 ppm • Estimulación por fuente de corriente • Tolerancia a cambios en la impedancia de los electrodos de hasta 1 kΩ • Cuenta con un neutralizador de la polaridad de los electrodos (para evitar el daño en

éstos por la señal de estimulación unipolar) • Cuenta con protección contra desfibrilador • Funciona con fuente de alimentación de -3v y +3v

Otro desarrollo fue el del M. en C. Ernesto Gallardo Jiménez quien diseñó y construyó un marcapaso externo a demanda en 1979 [13]. Este marcapaso fue diseñado a petición del IMSS Irapuato para su unidad de cuidados intensivos. El dispositivo fue realizado enteramente con componentes analógicos y tenía como características principales:

• Frecuencia de estimulación de 40 a 150 ppm • Estimulación por fuente de corriente • Amplitud de señal de estimulación de 0 a 20 mA durante 1 ms • Tolerancia a cambios en la impedancia de electrodos de hasta 2.5 kΩ • No cuenta con protección para desfibrilador • Utiliza fuente aislada alimentada por línea de energía alterna

En ninguno de los dos casos se reportan pruebas realizadas durante su desarrollo y construcción o si finalmente fueron utilizados en el medio hospitalario. 2.2.1.6 Ejemplos de marcapasos comerciales Hoy en día, existe una amplia variedad de marcapasos disponibles en el mercado, sin embargo, la mayoría de ellos son de tipo implantables. En cuanto a los marcapasos externos existen relativamente pocos, además de que algunos de ellos se fabrican integrados con otros dispositivos como desfibriladores, monitores cardiacos y electrocardiógrafos.

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Con el fin de tener una referencia sobre los dispositivos existentes en el mercado, se presentan las principales características sobre algunos modelos de los cuales existe información, cabe mencionar que debido a razones comerciales, los fabricantes no mencionan nada acerca de aspectos técnicos, como el tipo de tecnología utilizada para su construcción, el tipo de algoritmos utilizados o en general cualquier información que no sea la estrictamente necesaria para que un especialista pueda decidir que modelo comprar. Marcapasos Bedside de APC Cardiovascular modelo 4170 Marcapasos temporal de una sola cámara diseñado para proveer soporte de tipo terapéutico, profiláctico y de diagnóstico.

Tabla 2.4 Características marcapasos Bedside 4170.

Parámetro Valor Normatividad IEC 601-2-31 y Amendment A Modo de operación demanda/asíncrono Frecuencia básica de estimulación 30 – 200 ppm Frecuencia rápida de estimulación 60 – 800 ppm Amplitud de pulso de estimulación 0.1 – 15 V Ancho de pulso 1.8 ms Sensitividad 0.2 – 16 mv Periodo refractario 250 ms Dimensiones 178mm X 137mm X 158mm Peso 1.5 Kg Alimentación Dos baterías 9V Duración de la batería 21 días

Miniature EV4543 de APC Cardiovascular Marcapasos externo de estimulación a una cámara.

Tabla 2.5 Características marcapasos EV4543.

Parámetro Valor Modos de estimulación Demanda, asíncrono Frecuencia de estimulación 30-150 ppm Sensitividad 1.0 – 12 mv Amplitud de pulso 0.2 – 12 V Ancho de pulso 1.5 ms Periodo refractario 300 ms después de estimulación; 150 ms después

de sensado de evento Dimensiones 12.7 cm X 6.6 xm X 3.3 cm Alimentación Batería alcalina 9 V

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Zoll PD 1200 de Zoll Medical Corporation Dispositivo marcapasos, desfibrilador y monitor cardiaco.

Tabla 2.6 Características marcapasos PD 1200.

Parámetro Valor Tipo de marcapasos VVI a demanda, asíncrono (tasa fija) Tipo de pulso Rectilíneo, corriente constante Duración del pulso 40 ms Amplitud del pulso variable a 140 mA Tasa de estimulación 30 – 180 ppm Protección Protección completa contra desfibrilador Alimentación Batería recargable y AC Autonomía 1.5 h con función de marcapasos Normatividad Cumple todas especificaciones AAMI para

desfibriladores, UL544, IEC 601 Marcapasos externo modelo 196 del Centro de Construcción de Cardioestimuladores del Uruguay (CCC) Estimulador externo con 6 parámetros programables para tratamiento de taquicardia.

Tabla 2.7 Características marcapasos 196.

Parámetro Valor Modos de estimulación SSI, SOO, SST Frecuencias de estimulación 36 – 163 ppm Amplitud de pulso 0.5 – 5.0 V Duración de pulso 0.170 – 1.850 ms Periodo refractario 250 y 350 ms Sensitividad 0.5 – 4.0 mv Alimentación 2 baterías alcalinas AAA Autonomía 6 meses

Marcapasos MPD-3000 de Braile Biomédica Marcapasos externo a demanda para estimulación temporal ventricular o auricular.

Tabla 2.8 Características marcapasos MPD 3000.

Parámetro Valor Modos de operación AAMI, VOO, VVI Tipo de estimulación Bipolar Frecuencia de estimulación 40 – 180 ppp (precisión 5 %) Frecuencia de estimulación alta 150 – 800 ppm (5 %)

2-20

Amplitud de pulso 0.1 – 10 V (5%) Sensitividad 0.75 – 20 mV Duración de pulso 1.5 +/- 0.2 ms Tiempo refractario 260 ms Alimentación Batería 9V Dimensiones 156x84x31mm

Marcapasos Pace 101 de Osypka Medical Marcapasos temporal externo para estimulación auricular o ventricular.

Tabla 2.9 Características marcapasos Pace 101.

Parámetro Valor Modos de estimulación VVI Frecuencia de estimulación 30 – 180 ppm, 60 – 360 ppm, 120 – 720 ppm Amplitud de estimulación 0.3 ... 12 V (5%) Duración del pulso 0.75 ms +/- 0.02 ms Sensitividad 1 .. 20 mv Alimentación Pila 9 V Autonomía Hasta 38 días Dimensiones 60 mm x 115 mm x 20 mm Peso 185 g

Marcapasos modelo SSB-100 de Shree Pacetronix Ltd.

Tabla 2.10 Características marcapasos SSB-100.

Parámetro Valor Modos de estimulación VVI, VOO Sensitividad a ondas R 1 – 20 mV (10%) Impedancia de entrada 8 kohm (10%) Protección contra desfibrilador Diodo de supresión Pulso de salida Polaridad catódica; forma: bifásica

asimétrica; ancho: 1.5 ms (0.03 ms) Amplitud de pulso de salida variable de 5 V – 15 V Frecuencia de estimulación 30 – 180 ppm Tiempo refractario 313 ms (5%) Alimentación Batería 9 V Dimensiones 60mm X 115mm X 20mm Peso 185 g

2 - 21

Marcapasos modelo Zeus Dual Pace de Shree Pacetronix Ltd. Marcapasos externo con capacidad de estimulación dual.

Tabla 2.11 Características marcapasos Zeus Dual Pace.

Parámetro Valor Modo de estimulación DDD, VDD, DOO, VVI, VOO, AAI, AAT, AOO, DVI,

DAI, VAT, DAT Frecuencia estimulación 30 – 120 ppm Amplitud de pulso 0.2 - 11 V Duración de pulso 0.1 – 1.2 ms Sensitividad 0.5 – 15 mV Alimentación Batería 9 V Dimensiones 32 x 105 x 210 mm Peso 500 g

Marcapasos modelo 5348 de Medtronic. Estimulador de una cámara.

Tabla 2.12 Características marcapasos 5348.

Parámetro Valor Modo de estimulación VVI, VVO, AAI, AAO Frecuencias de estimulación básicas 30 – 180 ppm Amplitud de señal de estimulación 0.1 – 20 mA, ajuste continuo Duración de pulso 1.8 ms Sensitividad 0.5 – 20 mV Tiempo refractario 250 ms Dimensiones 18.8 x 6.1 x 4.1 cm Peso 283 g Alimentación Batería 9 V, litio o alcalina Autonomía 300 horas con batería alcalina

Marcapasos modelo 5388 de Medtronic Estimulador externo de dos cámaras.

Tabla 2.13 Características marcapasos 5388.

Parámetro Valor Modos de estimulación DDD, DDI, DVI, DOO, VVI, VOO, AAI, AOOFrecuencias de estimulación básicas 30 – 200 ppm Amplitud de señal de estimulación 0.1 – 0.25 mA Duración de pulso 1.0 – 1.5 ms Sensitividad 0.4 – 10 mV Intervalo AV 20 – 300 ms

2-22

Periodo refractario 150 – 500 ms Dimensiones 21.1 x 8.1 x 3.6 cm Peso 510 g Alimentación Batería 9 V, litio o alcalina Autonomía 9 días con batería alcalina

EDP 20/A de Biotronik Estimulador externo de una cámara.

Tabla 2.14 Características marcapasos EDP 20/A.

Parámetro Valor Modo de estimulación VVI, V00 Frecuencia de estimulación 40-180 ppm Amplitud de pulso 0,1-12 V Ancho de pulso 0.9 ms Autonomia 900 h

EDP 30 de Biotronik Marcapasos externo de dos cámaras.

Tabla 2.15 Características marcapasos EDP 30.

Parámetro Valor Modos de estimulación DDD, DDD-500, DVI, VDD, D00 Frecuencia de estimulación 30-150 ppm (EDP 30/A), 30-250 ppm (EDP 30/S) Retardo AV 15-250 ms Amplitud de pulso 0.1-10 V Ancho de pulso 0.75 ms (aurícula), 0.5 ms (ventrículo) Autonomía 400 h

2.2.2 Algoritmos para detección de actividad cardiaca El complejo QRS es la onda más notable dentro de un electrocardiograma. Este complejo refleja la actividad eléctrica del corazón durante la despolarización ventricular. Gracias al tiempo de duración del complejo y su forma es posible conocer el estado del corazón. Debido a su forma característica, sirve como base para determinar en forma automática la frecuencia del corazón, clasificación de ciclo cardiaco y otras aplicaciones más [14]. Los algoritmos de detección de complejo QRS han sido tema de investigación por más de 30 años reflejando la aparición de las técnicas desarrolladas para el procesamiento de señales y el avance en la tecnología de cómputo, así, mientras que en los primeros algoritmos la carga computacional determinaba la complejidad y desempeño de estos, hoy en día el desempeño en la detección es el principal objetivo. La carga computacional se ha vuelto

2 - 23

menos y menos importante con excepción de los dispositivos con limitación en la energía de alimentación. 2.2.2.1 Estructura de algoritmos Conceptualmente, la mayoría de los detectores (algoritmos) de complejo QRS se dividen en dos entidades: el preprocesador y las reglas o lógica de decisión [15].

Figura 2.8 Diagrama a bloques de un detector QRS genérico.

En el procesamiento se aplica un filtrado lineal, no lineal o algún otro tratamiento a la señal cardiaca para obtener un conjunto de vectores periódicos que describen eventos (complejo QRS o ruido) [16]. El objetivo del preprocesador es mejorar los complejos QRS de la señal digitalizada eliminando ruido y otros artefactos. Las reglas de decisión operan con la salida del preprocesador, clasifican cada evento como un complejo QRS o ruido y salvan la localización temporal de cada uno de los complejos QRS identificados, en caso de que el algoritmo así lo requiera [16]. 2.2.2.2 Clasificación Existe una gran cantidad de algoritmos para detección de complejo QRS aunque la mayor parte utilizan alguna de las siguientes técnicas [14]:

• Derivadas de la señal y filtros digitales • Wavelet • Redes neuronales • Filtros adaptativos • Cadenas de Markov • Morfología matemática • Filtros acoplados • Algoritmos genéticos • Transformada de Hilbert • Transformadas de longitud y energía • Métodos sintácticos • Estimación Maximum a posteriori • Cruce de ceros.

ECGx(n) y(n)

Preprocesador

Z(n)O1,O2...

Filtradolíneal

Transformaciónno líneal

Regla dedecisión

2-24

Derivadas de la señal y filtros digitales Las componentes de frecuencia de una señal QRS típica se encuentran entre los 10 Hz y 30 Hz [15]. Diversos algoritmos utilizan una etapa de filtrado para eliminar ondas P, ondas T y variación del nivel de voltaje base. El resultado permite la generación de una señal característica en donde es posible detectar un complejo QRS a través de la comparación de dicha señal con umbrales fijos o adaptativos. El tipo de filtros y la forma en que estos son implementados es la principal variante en este tipo de detectores. En estos detectores la característica utilizada del complejo QRS es su pendiente. Diversas ecuaciones en diferencia han sido propuestas y utilizadas y es debido al resultado de aplicar esta ecuación al complejo y de una combinación lineal de la primera y segunda derivadas o una combinación lineal de la primera derivada suavizada y la segunda derivada que se obtiene un valor que puede ser comparado contra un umbral, dependiente de la señal, para determinar la presencia o no de un complejo QRS. Típicamente, este tipo de algoritmos, en la etapa de lógica de decisión, añaden reglas para limitar el número de detecciones falsas positivas, tales restricciones se basan en tiempo y signo de la señal característica o bien con la introducción de nuevos umbrales. Detección basada en transformadas Wavelet Los diversos algoritmos de detección de complejo QRS a través de la utilización de wavelets se basan principalmente en el trabajo desarrollado por Mallat y Hwang [17] en el cual la detección y clasificación se realiza por diferencias entre las singularidades de una función (señal cardiaca) y los máximos locales de su transformada wavelet. En esta familia de algoritmos, los picos R se encuentran buscando en forma simultánea máximos en escalas relevantes de la transformada wavelet, los algoritmos aplican decisiones heurísticas como signo de la señal y tiempo de la ocurrencia del pico para determinar o no la existencia de algún complejo. Otra aproximación consiste en dividir la señal cardiaca en segmentos, dentro de cada segmento y en escalas adyacentes de la transformada, se buscan máximos que superen un umbral calculado para cada uno de estos segmentos. Se ha investigado también la utilización de wavelets a través de bancos de filtros. En este caso se generan señales en sub-bandas de la señal original para posteriormente ser combinadas y determinar la existencia de complejos. Otro acercamiento a la aplicación de wavelet para la detección de complejo QRS la dan Gutiérrez y Hernández [18]. En su trabajo procesan la señal ECG con la wavelet continua de Haar y observan la ocurrencia de máximos locales en distintas escalas, se aprecia que aparecen máximos locales en la mayoría de las escalas cuando existe un complejo QRS. De estas observaciones determinan un par de filtros (equivalentes) de respuesta finita e infinita que son evaluados para distintas escalas hasta encontrar aquella en la que se obtienen los mejores resultados. El algoritmo se completa tomando en cuenta un umbral en amplitud y uno en tiempo para determinar la ocurrencia de complejos.

2 - 25

En una primera etapa este filtro es probado con señales clínicas contaminadas con ruido obteniéndose un buen desempeño. En una segunda etapa [19] este método es probado con la base de datos MIT-BIH con la cual también se obtienen resultados iguales o mejores que los reportados por otros algoritmos. Este método tiene la ventaja de ser rápido y bastante sencillo de implementar en dispositivos con bajo poder de procesamiento. Detección basada en redes neuronales Esta técnica también ha sido evaluada en la detección de complejos QRS. Los algoritmos implementados hacen uso principalmente de redes tipo: multilayer perceptron, radial basis function y learning vector quantization . La aplicación consiste en utilizar a las redes como predictores no lineales adaptativos, esto es posible ya que la mayor parte de una señal cardiaca no es un complejo QRS por lo cual, el algoritmo pronto llega a predecir este tipo de segmentos. Cuando se presenta un complejo QRS existe un cambio en la señal lo cual lleva a un incremento en el error de predicción por lo cual es posible utilizar este parámetro para la detección del complejo. Este tipo de algoritmos tiene el inconveniente de que presenta resultados similares o peores a los obtenidos por otro tipo de aproximaciones. Otras aproximaciones Filtros adaptativos han sido utilizados (al igual que en algunas aproximaciones de redes neuronales) para predecir la señal basada en los valores previos y así lograr la detección del complejo. Las cadenas ocultas de Markov tienen la ventaja de que no sólo permiten la detección de complejos QRS sino de ondas P y T también, tiene el inconveniente de tener una alta complejidad computacional y dependencia a la señal (paciente) procesada. Técnicas basadas en morfología matemática también se han aplicado a la detección de complejo. Su empleo se basa en la aplicación de las operaciones erosión y dilatación a la señal QRS, con el fin de obtener una señal característica que posteriormente es comparada con un umbral adaptativo para determinar la existencia de un complejo QRS Los algoritmos genéticos se utilizan en forma conjunta con filtros polinomiales. La señal es filtrada y comparada contra umbrales adaptativos. Tanto los umbrales como los parámetros del filtro son optimizados por un algoritmo genético de optimización. Un método basado en el cruce por ceros ha sido descrito. Una secuencia de alta frecuencia y amplitud menor a la señal cardiaca, es añadida a dicha señal, de este modo cuando existe un complejo QRS existe un menor número de cruces de la señal por cero que cuando no hay complejo QRS. La decisión final de ocurrencia de complejo se determina comparando el segmento de la señal con un bajo cruce por ceros con un umbral adaptativo.

2-26

2.2.2.3 Estudios comparativos Con el fin de utilizar los algoritmos de detección QRS en dispositivos médicos, es necesario medir su desempeño. Esta medición y consecuente comparación no siempre es fácil de realizar por diversos motivos:

• Los algoritmos publicados no muestran para nada resultados obtenidos • La evaluación no se realizó con datos de prueba estándares • Los índices de desempeño varían

Se han realizado comparaciones entre algoritmos existentes en la literatura utilizando diversos criterios de evaluación. Friesen et al. [20] realizaron un estudio comparativo entre nueve algoritmos propuestos por diversos investigadores. En esta evaluación se tomó en cuenta la sensibilidad al ruido de dichos algoritmos. En su estudio, se tomaron dos criterios para seleccionar los algoritmos a incluir. El primer criterio corresponde a la complejidad. Los algoritmos elegidos debían ser capaces de ser programados en procesadores de 8 bits sin llegar a saturar al dispositivo. El segundo criterio fue la sensibilidad al ruido. Se escogieron algoritmos que presentarán buena tolerancia al ruido. Estos algoritmos fueron programados, con adaptaciones de los parámetros correspondientes, de acuerdo a la descripción de los autores originales. Los algoritmos seleccionados pertenecen a cuatro tipos de “familias”: basados en amplitud y primera derivada, basados en la primera derivada, basados en primera y segunda derivada y basados en filtros digitales. La metodología consistió en definir un “estándar dorado” (señal electrocardiográfica sin ruido y con ondas bien definidas) la cual se fue corrompiendo agregando cuatro tipos de ruido en diversos porcentajes. Las señales ruidosas consideradas fueron: ruido electromiográfico, interferencia de la línea de energía, respiración, cambio en la línea basal y ruido compuesto. Los resultados de este estudio demostraron que no existe un algoritmo superior a los demás en todos los casos. Para cada tipo de ruido, algún algoritmo mostró mejor desempeño que los demás aunque en conjunto los algoritmos basados en filtros digitales mostraron levemente mejor desempeño. En el caso específico de ruido compuesto, es decir, ruido conformado por todos los demás tipos de ruido considerados en el experimento, el mejor algoritmo fue el de Okada [21] Es importante recalcar que el ruido fue generado en forma artificial, observando las características del ruido “natural”, y que la evaluación sólo se basó en el comportamiento de los algoritmos frente a señales ruidosas y no frente a cambios en la forma de las ondas cuyo origen no sea la interferencia de señales no deseadas. Rosas [22] retoma el trabajo de Friesen con el fin de implementar el mismo conjunto de algoritmos pero esta vez decidió probarlos con la base de datos MIT-BIH y así evaluar el desempeño frente a ruido y cambios reales en la forma de las ondas. En su trabajo se observa que el algoritmo de Okada obtiene nuevamente los mejores resultados.

2 - 27

En otra evaluación, Köhler et al. [14] realizaron una clasificación de varios algoritmos de detección. El primer parámetro es la confiabilidad de los resultados. Para medir este parámetro se toma en cuenta que el algoritmo haya sido probado con alguna base de datos estándar. De esta forma existen tres categorías:

• Resultados confiables: el algoritmo se probó con una base de datos estándar • Resultados menos confiables: el algoritmo se probó contra una parte de una base de

datos estándar • Resultados no confiables: el algoritmo se probó contra una base de datos no

estándar Las publicaciones sin resultados o con índices de evaluación incompatibles (se tomó como estándar la sensitividad y predictividad positiva) no fueron tomadas en cuenta. La tabla 2.16 muestra los resultados de la clasificación mencionada.

Tabla 2.16 Clasificación de algoritmos por confiabilidad1.

Min [S,+P] Base de datos

estándar

Parte de base de datos estándar

Base de datos no estándar

>99% Afonso et al. Bahoura et al. Hamilton & Tompkins Inouse & Miyazaki Köhler et al. Li et al. Poli et al.

Gritzali Hu et al. Kohama et al. Ruha et al. Sahambi et al. Vijaya et al. Xue et al.

Belforte et al. Dobbs et al. Fischer et al. Thakor & Webster Yu et al.

95% - 99% Suppapola & Sun Coast et al. Kadambe et al.

Sörnmo et al. Udupa & Murthy

90% - 95% Papakonstantinou et al. Trahanias

<90% Ligtenber & Kunt Se aplicó otro criterio de comparación a los algoritmos de la tabla 2.16, sin embargo, el método de evaluación fue subjetivo pues se determinó la carga computacional con base en la experiencia de los autores. Los resultados se muestran en la tabla 2.17

Tabla 2.17 Clasificación de algoritmos por carga computacional.

Baja Media Alta

Afonso et al. Fischer et al. Köhler et al.

Bahoura et al. Dobbs et al. Gritzali

Belforte et al. Coast et al. Hu et al.

1 Para referencia completa de los autores citados consultar [10]

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Kohama et al. Suppapola & Sun Trahanias Yu et al.

Hamilton & Tompkins Kadambe et al. Ligtenber & Kunt Poli et al. Ruha et al. Vijaya et al.

Inouse & Miyazaki Li et al. Papakonstantiou et al. Sahambi et al. Sörnmo et al. Udupa & Murthy Xue et al.

Si bien es cierto que los criterios de evaluación realizados por Köhler et al. son bastantes subjetivos sirven como punto de partida para un primer acercamiento a los algoritmos para detección de complejo QRS. Tomando en cuenta que el algoritmo será programado en un dispositivo con poder de cómputo limitado, algunos de los algoritmos clasificados dentro de este rubro por Köhler serán considerados como candidatos para implementarse en el presente trabajo. 2.2.2.4 Consideraciones de ruido En la detección del complejo existen algunos problemas que dificultan la tarea y que deben ser tomados en cuenta, se mencionan los siguientes

• Cambios en la morfología QRS o Debido a la naturaleza fisiológica o Debido a problemas técnicos

• Presencia de ruido

o Miopotenciales o Artefactos (principalmente electrodos) o Ondas P ó T largas

Los problemas de tipo morfológico no pueden ser evitados en forma externa, el algoritmo debe ser capaz de tratar con ellos. La presencia de ruido debida a diversos medios, en cambio, si puede ser minimizada y es más conveniente realizar esto desde la etapa de adquisición de datos que diseñar un algoritmo que lo haga en forma automática [15]. Para ello es conveniente la aplicación de filtros en hardware. Una vez filtrada y digitalizada la señal original, si se considera necesario, se puede aplicar filtros digitales a la señal.

2 - 29

2.3 Normatividad El seguir normatividad existente en el ámbito de instrumental médico es indispensable para que éste pueda llegar a ser utilizado en forma segura por los médicos. En el caso de dispositivos electrónicos, en especial de marcapasos, estos requerimientos deben ser observados con especial atención debido a los peligros que su mal funcionamiento puede implicar. Actualmente en México existe sólo una norma NOM (NOM-062-SSA1-1993) que indica las especificaciones que deben cubrir los marcapasos de tipo implantable, si bien, no es el objetivo desarrollar un dispositivo de estas características, servirá como referencia. A nivel internacional, existen algunas normas específicas para el desarrollo de marcapasos externos. En este caso, se ha optado por seguir la norma europea existente al respecto (EN 60601-2-31 Medical electrical equipment-Part 2: Particular requirements for external cardiac pacemakers with internal power source) Esta norma abarca el tipo de marcapasos que se pretende desarrollar por lo cual será la guía para definir los parámetros de operación y seguridad con los que debe contar el dispositivo. Adicionalmente, existen dos normas más, autorizadas por la General Services Administration del gobierno de los EUA. Estas normas se ubican dentro de las Federal Specification and Comercial Items (FCS) y son las normas AA-54496: Comercial item description pacemaker cardiac non-invasive, temporary, desk-top type y la AA-54042: Comercial item description pacemaker cardiac, external type, battery powered. Ambas normas, aunque bastante cortas, dan lineamientos específicos sobre características eléctricas, y mecánicas que deben cubrir los marcapasos y son utilizadas por el Ejército de los Estados Unidos para hacer saber a los fabricantes, los requerimientos que son necesarios para que sus productos (marcapasos en este caso) puedan ser utilizados por dicho ejército. Se pretende que con el seguimiento de las normas mencionadas anteriormente, se pueda desarrollar un dispositivo que cumpla con los requerimientos fijados por la comunidad internacional para el funcionamiento y operación de este tipo de dispositivos 2.3.1 Normas nacionales 2.3.1.1 NOM-062-SSA1-1993 La Norma NOM-062-SSA1-1993 es la norma mexicana que dicta los requisitos que deberían cubrir los marcapasos implantables con el fin de garantizar su calidad, confiabilidad y biocompatibilidad. Si bien esta norma no está diseñada expresamente para el tipo de marcapasos que se pretende implementar, varios parámetros pueden ser tomados para los dispositivos externos. Entre los puntos que menciona la norma se encuentran:

• Glosario con términos comunes • Características de empaques de embarque y almacenamiento en el cual se distribuye

el marcapasos • Documentación adjunta

o Manual para el médico o Formato de registro

2-30

o Forma de identificación del paciente o Forma de explantación o Hoja de información técnica individual.

• Pruebas de estrés ambiental o Prueba de vibración o Prueba de impacto o Ciclo de temperatura

• Protección contra peligros eléctricos o Desfibrilación o Neutralidad eléctrica del generador de pulsos implantado

• Pruebas del generador de pulsos • Adicionalmente la norma incluye los siguientes anexos

o Anexo A: Código para los generadores de pulso o Anexo B: Pruebas del generador de pulso o Anexo C: Estimación y expresión de la vida de servicio nominal de un

generador de pulsos o Anexo D: Ejemplo del formato de una hoja técnica de información individual

2.3.1.2 Otras normas Aunque no es una norma nacional en sí, se pueden tomar como referencia los instrumentos con los que actualmente cuentan los centros hospitalarios en México, en particular existe información sobre un dispositivo desfibrilador monitor marcapaso portátil que se encuentra en el cuadro básico de instrumental y equipo médico del IMSS [WEB 7] y donde se mencionan las características del marcapasos. “...Marcapaso externo interconstruido. Con amplitud de pulso seleccionable en intervalos de 1 mA dentro del rango de 8 o menor a 200 mA. Duración de pulso de 40 milisegundos o menor. Frecuencia de marcapaso ajustable en 14 pasos al menos en el rango de 40 a 180 pulsos por minuto. Activación por modos: fijo (o asincrónico) y a demanda (o sincrónico) ... Batería recargable integrada que permite la posibilidad de al menos 30 desfibrilaciones a plena carga o 2 horas de monitoreo continuo. Con tiempo de carga de la batería de 4 horas como máximo...” 2.3.2 Normas internacionales 2.3.2.1 Norma AA-54042 Esta norma da las especificaciones para un marcapasos de tipo externo con una batería primaria como fuente de energía, especifica que aplica para dispositivos con excitación asíncrona o inhibida en onda R cuyo uso sea en emergencia, profiláctica o atención pre o post cirugía. Los siguientes son los lineamientos y definiciones que menciona:

• El marcapasos debe estar contenido en una caja de plástico durable o de materiales resistentes a la corrosión de aproximadamente 13.5“ de largo, 10“ de anchura y 4” de profundidad y debe estar libre de imperfecciones.

• La frecuencia de pulso debe ser de 50 – 150 PPM con tolerancia de 5%. • El ancho de pulso debe ser de 1.8 ms con tolerancia de 0.2 ms. • La señal de excitación debe ser de 2 – 20 mA con tolerancia de 15%. • El periodo refractario debe ser 330 ms con tolerancia de 30 ms.

2 - 31

• La sensitividad debe ser 1.0 – 10 mv con tolerancia de 30%. • El marcapasos debe tener controles giratorios o de toque, conectores para cable de

paciente de presión o de giro y una cubierta de plástico en los controles. • La caja del marcapasos debe poder resistir esterilización con gas oxido de etileno a

una temperatura que no exceda los 120º F. • Las partes metálicas deberán haber sido construidas en acero inoxidable. • Si la batería utilizada es alcalina, el marcapasos deberá poder operar durante 30 días

continuos. • El marcapasos debe estar protegido contra una descarga de desfibrilador de 400 J. • Se debe indicar el estado bajo de la batería por algún medio. • La caja del marcapaso debe incluir lo siguiente

o El marcapasos en sí (generador de pulsos) con batería alcalina o de litio o Dos correas – una para el cuerpo y otra para el brazo o Un cabe de paciente o Un manual para el médico

2.3.2.2 Norma AA54496 Esta norma es aplicada para marcapasos temporales no implantables pero que pueden ser alimentados por baterías o directamente de la toma de corriente convencional. Esta última característica excluye a la norma del tipo de marcapasos que se pretende desarrollar, sin embargo, se mencionan los principales lineamientos que incluye con el fin de que sean utilizados como referencia.

• La frecuencia de estimulación debe estar entre 10 – 170 PPM, con incrementos de 10 PPM o menos (inclusive en forma continua), con una tolerancia de 2%.

• El umbral de estimulación debe estar entre 0 – 140 mA en incrementos de 5 mA o en forma continua.

• La duración del pulso será de 20 – 40 ms. • El marcapasos debe estar protegido contra descargas de desfibrilador de hasta 400

J. • Los electrodos deben tener una alta impedancia, ser desechables, tener tamaño para

adulto o niño y estar claramente etiquetados para colocación en la parte frontal o posterior.

• Se debe indicar la frecuencia del corazón, la frecuencia de estimulación, corriente de estimulación, estado de baja batería y alarma que indique cuando un electrodo se ha desconectado.

• El peso del marcapasos no debe exceder 9 kilogramos (incluyendo batería que en este caso se indica debe ser sellada de plomo-ácido).

• Debe tener una señal de calibración de 1 mV. • El marcapasos debe incluir todos los cables de alimentación e instrucciones de uso.

Debe estar protegido contra interferencia electromagnética. • Debe tener sensibilidad ajustable a la detección de complejo QRS.

2.3.2.3 Norma EN 60601-2-31:1995 - Medical electrical equipment part 2: Specifications for external cardiac pacemaker with internal power source Esta norma es un estándar europeo publicado por el European Committee for Electrotechnical Standardization (CENELEC) y es la única norma internacional encontrada con información especifica de marcapasos externos. La norma, como su nombre lo indica,

2-32

dicta los requisitos que deben cubrir los marcapasos para que sean seguros en el aspecto eléctrico, sin embargo, hace referencia, y por lo tanto debe ser considerada, una norma más general (IEC 60601-1:1998 Medical electrical equipment – Part1: General requirements for safety) la cual tiene un alcance que abarca en general todo el equipo médico eléctrico. Se enumeran los principales requerimientos que la norma dicta.

• Si el equipo es para estimulación/sensado de una sola cámara, las terminales deben estar marcadas como positivo y negativo.

• Si el equipo es para ambas cámaras, las terminales deben estar marcadas como lo marca la tabla 2.18

Tabla 2.18 Etiquetado de terminales en marcapasos.

Símbolo Terminal positiva Terminal negativa

Etiqueta de la terminal

Aurícula A+ A- Aurícula Ventrículo V+ V- Ventrículo

• La forma de acceder al compartimiento de la batería debe ser fácilmente identificable,

debe estar marcado con el tipo de batería y voltaje, debe mostrar en forma clara y permanente la orientación de las baterías.

• Si el marcapasos suministra estimulación por corriente, la escala del control de regulación de corriente, debe estar en miliamperes a través de una carga resistiva de 500 Ω con tolerancia 1%. Si la estimulación será por voltaje, la escala será en volts a través de una carga resistiva de 500 Ω con tolerancia de 1%.

• El control de frecuencia de estimulación debe estar marcado en escala de minutos recíprocos.

• Las instrucciones de uso del marcapasos deben incluir advertencias concernientes a cambios potenciales en el comportamiento del generador de pulsos por interferencia electromagnética u otras fuentes y los efectos de otro equipo médico de diagnóstico y terapéutico, debe incluir advertencia sobre el reconocimiento de esta influencia y los pasos para evitarla.

• Las instrucciones de uso deben contener: o Información para conocer cuando una batería debe ser reemplazada y el

procedimiento para dicho reemplazo. o El tiempo aproximado de duración de la batería bajo condiciones dadas. o Una descripción general, explicación de funciones disponibles y una

descripción para cada interacción entre el corazón y el generador de pulsos para cada modo de estimulación disponible.

o La configuración del conector, la geometría y dimensiones del receptor de conector e instrucciones para conectar eléctrodos o cable de paciente al generador de pulsos

• Se deben mencionar las características eléctricas (incluyendo tolerancias) a 20º C ± 2º C con una carga de 500 Ω ± 1% de los siguientes parámetros:

o Rangos de frecuencias de pulso básicas y máximas. o Amplitud de pulso. o Duración de pulso. o Rango de sensitividad para polaridades positiva y negativa. o Periodo refractario e intervalos A-V (si aplica).

2 - 33

o Modo de operación en presencia de interferencia censada. o Límite de frecuencia, en minutos recíprocos.

• Limitaciones ambientales que limiten la utilización del equipo. • Instrucciones sobre el mantenimiento y revisiones periódicas del equipo. • El equipo debe estar construido para asegurar un grado suficiente de protección

contra descargas estáticas • El equipo debe soportar un derrame accidental de líquidos sin que se presente algún

riesgo de seguridad • El equipo debe tener los valores de tolerancia de los parámetros mostrados en la

tabla 2.19

Tabla 2.19 Tolerancias de parámetros en marcapasos.

Parámetro Precisión %

Amplitud de pulso ± 5 Duración de pulso ± 5 Frecuencia de pulso ± 0.5 Sensitividad (si aplica) ± 10 Intervalo de escape ± 10 Periodo refractario (si aplica) ± 10 Intervalo A-V (si aplica) ± 5 Tasa máxima de respuesta ventricular (si aplica) ± 0.5

• El equipo debe contar con protección contra equipo de desfibrilación • Se deben de proveer medios que requieran una acción deliberada del usuario para

cambiar los parámetros de operación. • Se debe proveer de medios que limiten la frecuencia de estimulación a un máximo en

caso de alguna condición extraordinaria. • En presencia de interferencia eléctrica, el generador de pulsos debe tomar valores de

modo y frecuencia de estimulación definidos por el fabricante hasta que la interferencia ya no esté presente.

• El equipo debe incorporar algún medio para indicar cuando está estimulando y si tiene función de censado también debe tener algún medio para indicar cuando ha detectado actividad eléctrica en el corazón.

2.3.2.4 Otras normas Existen otras normas referentes al desarrollo de dispositivos médicos tales como “Design control guiadance for medical device manufacturers”, “Inspection of medical device manufacturers”, “Medical device quality systems manual”, “Medical device reporting”, etc. Estas normas tienen como función dictar la reglamentación aplicable a las empresas u organizaciones que desarrollan equipo médico y que tienen como objetivo su comercialización por lo cual tratan aspectos como control de calidad en los procesos, planeación de las etapas del desarrollo del producto y otros aspectos comerciales.

2-34

2.4 Bases de datos La utilización de una base de datos estándar permite hacer válidos los resultados obtenidos, ya que se compara contra resultados obtenidos previamente teniendo como banco de pruebas el mismo conjunto de muestras, además de que las bases de datos contienen una gran cantidad de señales representativas de cardiopatías y otras señales raramente observadas pero clínicamente importantes Actualmente existen diversas bases de datos estándar con señales provenientes de electrocardiogramas externos, entre otras, se pueden citar [WEB 8]:

• AHA (American Heart Association) • MIT-BIH Arrhytmia Database • ANSI/AAMI EC13 • Ann Arbor Electrogram Libraries

2.4.1 AHA Consta de 80 registros de dos canales tomados de un ECG ambulatorio analógico y digitalizadas a 250 Hz con una resolución de 12 bits. Esta base de datos contiene señales de diferentes cardiopatías y sólo los últimos 30 minutos de cada registro están anotados. 2.4.2 MIT-BIH Esta base de datos consta de 48 registros obtenidos de 47 sujetos, de los cuales 23 registros fueron escogidos al azar y los 25 restantes presentan anomalías especificas y raras aunque no por ello menos importantes. Cada registro representa una grabación de 30 minutos de actividad cardiaca. Estos registros también cuentan con anotaciones realizadas por cardiólogos, de tal forma que es posible conocer el diagnóstico exacto de dicho paciente. La base de datos fue tomada con una frecuencia de muestreo de 360 Hz, con una resolución de 11 bits sobre un rango de 10 mV. La base de datos ha sido utilizada y puesta a disposición de la comunidad científica en más de 300 sitios web y ha sido el banco de pruebas estándar para una infinidad de artículos relacionados a temas de cardiología. Desde 1980 se han encontrado y corregido alrededor de dieciséis errores y a partir de 1987 no se han encontrado nuevos errores. Esta base es de libre acceso y es ampliamente utilizada en investigaciones cardiológicas además de que cuenta con un conjunto de registros con trazos arrítmicos. 2.4.3 ANSI/AAMI Esta base de datos contiene tanto señales sintetizadas como tomadas en clínica. Cada uno de los registros contiene una señal ECG muestreada a 720 Hz con una resolución de 12 bits.

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2.4.4 Ann Arbor Electrogram Libraries Este conjunto de registros proviene de señales intracardiacas tomadas durante estudios electrofisiológicos. El conjunto se compone de 800 registros anotados. Las anteriores no son las únicas bases de datos disponibles, existen más a disposición de los investigadores, sin embargo presentan registros enfocados al estudio de otro tipo de cardiopatías.

2-36

3-1

ARQUITECTURA

3.1 Sistema de marcapasos. En forma general un marcapasos presenta los elementos funcionales mostrados en la figura

Figura 3.1 Componentes funcionales de un marcapasos.

3.1.1 Sonda La sonda (lead) consta de cuatro principales componentes

• Electrodo • Cable conductor • Aislamiento • Terminal de conexión

Electrodo Un electrodo es una interfaze electroquímica entre tejido vivo y una máquina. Su función es transformar la corriente iónica de los fenómenos bioquímicos y fisiológicos en una corriente de electrones en un conductor metálico o convertir la corriente electrónica en una corriente iónica. Para que dicha transformación se realice debe existir una reacción química en la superficie del metal del que está hecho el electrodo, es importante considerar que esta reacción no debe dañar ni al paciente ni al electrodo en si.

Unidad decontrol

Unidad desensado

Sonda Paciente

Generadorde pulsos

Fuente de energía

3-2

Existen tres tipos básicos de electrodos:

• Microelectrodos. Utilizados para medir potenciales bioeléctricos cerca o dentro de una célula.

• Electrodos superficiales. Electrodos utilizados para medir potenciales en la superficie de la piel.

• Electrodos de aguja. Electrodos utilizados para atravesar la piel y registrar potenciales en una región local del cerebro o potenciales en un grupo de músculos específico.

Los electrodos deben estar construidos con materiales capaces de soportar un ambiente salino, caliente y corrosivo como es el interior del cuerpo humano, además deben poder soportar la fatiga mecánica que ejerce sobre ellos el funcionamiento del corazón. El material que mejor cumple con los requisitos anteriores y por lo tanto el más utilizado es el platino, aunque en estado puro no es tan eficiente, sí lo es en aleaciones con iridio o paladio. Algunas aleaciones de plata también son utilizadas para la fabricación de electrodos, el acero inoxidable y el titanio en diversas aleaciones también es utilizado. Cable conductor El cable es un conductor aislado que conduce los pulsos de estimulación hacia el corazón y las señales de éste hacia la etapa de acondicionamiento de señal del marcapasos. Debe ser fuerte, flexible, no corrosivo y buen conductor eléctrico. Los cables actuales se construyen con una estructura de resorte, para incrementar la flexibilidad, y multihilos, para prevenir fallo completo con fracturas de uno de los hilos, están hechos de diversas aleaciones de metales, entre las más comunes se encuentran de hierro, cromo y cobalto o acero inoxidable. Materiales de aislamiento El material del que se recubre el cable generalmente es silicón o poliuretano ya que el cuerpo humano presenta una buena aceptación de estos materiales. El silicón presenta el inconveniente de ser más grueso y tener un alto coeficiente de fricción aunque a su favor tiene la ventaja de ser reparable. Terminal de conexión La terminal de conexión del cable con el generador de señales ha variado a lo largo del desarrollo de estos dispositivos y de fabricante en fabricante. Con el fin de estandarizar el tipo y tamaño del conector, se desarrolló el estándar internacional IS-1 el cual es un conector de pin corto de 3.2 mm, sin embargo, los diversos fabricantes aún continúan implementando sus propios conectores. Sondas bipolares y unipolares Una sonda bipolar presenta aproximadamente la misma estructura en el ánodo y en el cátodo, ambas pueden servir para estimular el corazón aunque se ha encontrado que en el cátodo la energía de estimulación puede ser hasta 15% menor.

3-3

Una estructura unipolar presenta un electrodo (cátodo), que se introducirá en el tejido del endocardio y un ánodo de gran área (fuera del electrodo en si), que en algunas ocasiones es la caja del marcapasos, que se ubica en el tejido subcutáneo de alguna parte del cuerpo [8]. Ambos diseños presentan ventajas. El electrodo unipolar es más pequeño e inocuo en el cuerpo del paciente y las señales que produce son más visibles en un electrocardiograma para fines de monitoreo. Un electrodo bipolar en cambio, es redundante ya que si alguno de los electrodos llegara a fallar, se cuenta con el otro (que tendría que actuar como cátodo) y sólo habría que introducir, en alguna otra parte del cuerpo, un pequeño electrodo para que actúe como ánodo. Además, estos electrodos, son mucho menos susceptibles al ruido producido por aparatos eléctricos externos y por el movimiento de los músculos. Los umbrales de estimulación, sin embargo, son prácticamente iguales para ambos tipos de electrodo. Ubicación de la sonda La sonda, el electrodo en si, puede ser ubicado epicardialmente o endocardialmente. Las ubicadas epicardialmente son colocadas en la superficie externa del corazón, este tipo de colocación es utilizado cuando existe oclusión de las venas y no es posible que la sonda pase por ellas, en niños o cuando el marcapasos se colocará en la zona abdominal. Las sondas ubicadas endocardialmente son las más comunes y consiste en pasar la sonda a través de una porción del sistema venoso hasta alcanzar el lado derecho del corazón donde ésta se fija al músculo cardiaco a través de una pequeña punta. Existen sondas que también pueden ser colocadas en la superficie de la piel, en el tórax del paciente, este tipo de estimulación cardiaca se da en casos cuando no hay tiempo de ubicar el electrodo de otra forma, tiene el inconveniente de requerir umbrales altos de estimulación que generalmente causan dolor al paciente. También es posible ubicar las sondas en el interior del esófago aunque también en algunas ocasiones el estímulo llega a causar dolor. 3.1.2 Fuente de energía Provee la energía necesaria para el funcionamiento del marcapasos. Puede ser basada en pilas, en el caso de marcapasos implantables y una gran cantidad de externos, o transformada a partir de la corriente de línea, como en el caso de algunos desfibriladores que incluyen marcapasos. Las baterías son un factor relevante en los marcapasos implantables ya que de su capacidad depende el tiempo de funcionamiento del marcapasos. En el caso de los dispositivos externos una gran autonomía es deseable pero no es un factor determinante. La duración de las pilas en un marcapasos está en función de la capacidad de almacenamiento con que estas cuentan, del consumo normal del marcapasos y del número y amplitud de los estímulos que se realizan.

3-4

3.1.3 Unidad de sensado La unidad de sensado se encarga de acondicionar la señal proveniente del corazón para ser analizada por la unidad de control. Incluye etapas de filtrado, amplificado y protección contra transitorios. El filtrado es requerido para eliminar componentes que no sean de interés para el análisis de la señal, el tipo de filtro implementado es pasa bandas con frecuencias de corte acordes a la señal que se quiere detectar. La figura 3.2 muestra los rangos entre los cuales se ubican los periodos de las diversas ondas producidas por la despolarización del corazón. En el caso del marcapasos VVI y VVO la onda R es la que adquiere mayor relevancia.

Figura 3.2 Periodos típicos de señales cardiacas. El eje ordenado muestra los rangos de amplitudes entre los cuales se encuentran las ondas representadas. El eje de las abcisas muestra los periodos

típicos de las ondas. El amplificado permite obtener una ganancia sobre la señal original, si la señal será tratada digitalmente, esto permite un mejor aprovechamiento de los rangos de los convertidores analógicos – digitales. La protección contra transitorios se requiere para evitar el daño del marcapasos por parte de señales de alta energía presenten en el medio hospitalario como las generadas por desfibriladores, unidades de electrocirugía o descarga electrostáticas accidentales 3.1.4 Generador de pulsos El generador de pulsos es el componente de un marcapasos encargado de generar las señales de estimulación. Contiene circuitos de estimulación y temporizadores. Esta etapa se encarga de generar una onda de estimulación a la frecuencia establecida, cada onda debe

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además durar un periodo determinado y ser de una magnitud específica en términos de voltaje o corriente. Los circuitos temporizadores se encargan de controlar los periodos de estimulación, refractarios e intervalos entre estimulación auricular y ventricular en los marcapasos de dos cámaras. 3.1.5 Unidad de control La unidad de control contiene los elementos requeridos para determinar cuando existe actividad cardiaca o no y por lo tanto cuando es necesario activar la estimulación a través del generador de pulsos. Incluye también los subsistemas de visualización, en el caso de marcapasos externos y manejo de controles. En el caso de marcapasos implantables se incluye el sistema de telemetría utilizado para programar el dispositivo o para conocer parámetros de funcionamiento del marcapasos o del paciente. La unidad de control puede estar formada por elementos electrónicos analógicos o de procesamiento digital. 3.1.6 Arquitectura digital y analógica Actualmente, al igual que en la mayoría de los dispositivos médicos, en los marcapasos es posible distinguir dos tipos de arquitecturas: digitales y analógicas [25].

Figura 3.3 Procesamiento analógico y digital.

En el procesamiento analógico, el funcionamiento adecuado del marcapasos depende exclusivamente de la correcta detección de las señales cardiacas intrínsecas [26]. Los dispositivos analógicos están diseñados para detectar la presencia de actividad eléctrica en las cavidades del corazón pero no para analizarla cualitativamente. La dificultad de detectar

Amplificacióny filtrado

Segunda etapade amplificacióny filtrado

Conversiónanáloga adigital

Circuitos dedetección

Algoritmos de filtrado y análisis

Terapia

Terapia

Umbral programadoo automático

Procesamiento digital

Procesamiento analógico

Electrograma

3-6

y caracterizar las señales correctamente permanece como el punto débil de la tecnología analógica. Un sistema de procesamiento típico consiste en una o dos etapa de amplificación de la señal y filtrado de componentes no deseadas, posteriormente la señal llega a un circuito de detección que se encarga de determinar cuando la señal rebasa algún umbral, ya sea en magnitud o tiempo, y en base a esto determinar la ocurrencia o no de determinado evento y por lo tanto actuar en consecuencia de acuerdo a la finalidad del instrumento. En el procesamiento digital la señal cardiaca es transformada en un formato numérico discreto con el fin de ser procesada y obtener la mayor cantidad de información posible. La primera parte de un sistema digital está compuesta por una etapa de amplificación y filtrado que acondiciona la señal para ser tratada por las siguientes etapas. Posteriormente se realiza la conversión de la señal a formato digital. A continuación se aplican los algoritmos requeridos para poder analizar la señal. Finalmente, con base en los resultados del análisis se determina si el estímulo es aplicado al paciente.

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3.2 Arquitectura propuesta. El marcapasos propuesto presenta el diagrama de bloques funcional de la figura 3.4.

Figura 3.4 Diagrama de marcapasos propuesto. La tabla 3.1 presenta las principales características del diseño propuesto.

Tabla 3.1 Parámetros de funcionamiento.

Parámetro Valor Tipo de marcapasos Externo a demanda con estimulación a ventrículos Modos de estimulación VVI (demanda), VOO (asíncrono) Frecuencia de estimulación 30 – 300 ppm ± 0.5 % con pasos de 5 ppm Amplitud de pulso 0.1 – 5 V ± 5% con pasos de 1 V Ancho de pulso 1.0 ms ± 5% Tiempo refractario 200 – mS ± 10% Alimentación 1 batería de 9 V Controles Frecuencia, Amplitud de pulso Visualización Frecuencia, amplitud de pulso, actividad cardiaca,

estimulación realizada, desconexión de electrodos Protección Desfibrilación, electrodos desconectados

Electrodos Circuitos de protección

Amplificador

ConversiónA/D

Filtros

EstimuladorAlgoritmode control

Algoritmo de detecciónQRS

Electrograma

Estímulo

Acondicionamiento de la señal

Procesamiento

Controles yvisualización

Corazón

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3.2.1 Requisitos de hardware 3.2.1.1 Circuitos de protección El aumento repentino en el voltaje entre los electrodos de un amplificador utilizado en dispositivos médicos causado por la aplicación de un desfibrilador, una unidad de electrocirugía o una descarga electrostática, presenta un riesgo para la integridad y correcto funcionamiento del dispositivo y del paciente. Los circuitos de protección tienen la función de permitir el paso de las señales entre rangos de voltaje con los que el amplificador puede operar, por lo tanto, limitar o impedir el paso de las señales transitorias con un voltaje elevado que puedan dañar al dispositivo. Protección contra transitorios (Desfibriladores) El desfibrilador representa el principal peligro en la generación de transitorios ya que el voltaje que este aparato puede inyectar al paciente puede ser de miles de volts.

Tabla 3.2 Fuentes de transitorios y magnitudes.

Fuente Magnitud típica Desfibrilador ~ 5000 V

Descarga electrostática ~ 2000 V Unidad de electrocirugía ~ 300 – 2000 V

Contacto accidental con línea de energía ~ 110 – 220 V Un desfibrilador típico externo entrega una energía de 400 J en los electrodos sobre la piel del paciente, esta energía va disminuyendo por el paso de los tejidos hacia el corazón. En éste se registra un valor aproximado de 5 a 100 J, valor también entregado por los desfibriladores implantables que estimulan directamente al miocardio. El tiempo de duración del estímulo está en función del tipo de señal utilizada aunque en la mayor parte de los dispositivos es variable entre 3 y 10 ms. Durante la estimulación, la corriente entregada por el desfibrilador puede llegar a alcanzar picos de hasta 40 A por periodos de tiempo cortos (alrededor de 1 ms) [27]. La figura 3.5 muestra la corriente que entrega un desfibrilador para una señal de tipo unipolar (senoidal) y una bipolar (trapezoidal) [28]. De acuerdo a lo anterior el circuito de protección debe ser capaz de soportar picos de hasta 40 A por un tiempo de al menos 1 ms.

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Figura 3.5 Corriente entregada por un desfibrilador. El circuito básico para la protección de equipo de monitoreo médico se observa en la figura 3.6.

Figura 3.6 Circuito de protección contra transitorios. El circuito de protección puede ser un arreglo de diodos de silicio, arreglo de diodos zener, tubo de gas, tiristores o circuitos integrados diseñados para tal fin. La tabla 3.3 muestra los voltajes de ruptura (voltaje máximo que permite el dispositivo) de algunos de estos elementos.

Tabla 3.3 Voltajes de ruptura de diversos dispositivos.

Dispositivo Voltaje de ruptura Diodos ~ 300 mV Red de diodos – resistencias ~ 600 mV según configuración Diodos zener 2 – 20 V Tubo de gas 50 – 90 V Supresor semiconductor 7 – 400 V

En el ámbito de dispositivos que entregan algún estímulo, como es el caso del marcapasos, el circuito de la figura 3.6 presenta el inconveniente de que si la estimulación se realiza por voltaje, habrá una caída de éste en las resistencias que conforman esta etapa.

R R

R R

Circuito de protección

Al amplificador

-+

Electrodo

Electrodo

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Para la protección del marcapasos se propone la utilización de un supresor de transitorios semiconductor. Este dispositivo presenta la ventaja de no requerir resistencias que puedan provocar una caída de voltaje indeseada. Desconexión de electrodos Una vez que los electrodos han sido colocados en el miocardio, existe el riesgo de que éstos dejen de tener contacto con el músculo o bien, conforme pasa el tiempo, que se forme una capa de tejido alrededor de las placas. En ambos casos se presenta un incremento en la impedancia entre los electrodos lo cual ocasiona que sea necesario un estímulo mayor en amplitud para lograr la activación. En el peor de los casos existe la posibilidad de que alguno de los electrodos deje de tener contacto con el miocardio y por lo tanto no haya estimulación al paciente. Por lo anterior es importante contar con un mecanismo que informe cuando ha ocurrido una desconexión de los electrodos. 3.2.1.2 Acondicionamiento de señal La señal eléctrica proveniente del corazón y entregada por los electrodos, como tal, no es adecuada para ser procesada por los dispositivos digitales por lo que es necesario adecuarla para este fin. Esta etapa consiste en filtrar la señal, amplificarla y convertirla a un formato digital. Seguidores de voltaje Con el fin de evitar la distorsión de la señal eléctrica a medir es necesario que el instrumento o circuito a utilizar presente una alta impedancia. Un circuito bastante simple que presenta esta característica es el seguidor de voltaje. El seguidor de voltaje se implementa utilizando un amplificador operacional. El diagrama electrónico se muestra en la figura 3.7

Figura 3.7 Seguidor de voltaje.

Amplificador diferencial La actividad eléctrica del corazón es medida en forma diferencial, por lo tanto para amplificar y referenciar la señal con respecto a un voltaje común del resto del circuito (tierra) es necesario utilizar un amplificador con esta característica.

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El amplificador de instrumentación cumple, entre otras cosas, con lo anterior. Actualmente los amplificadores de instrumentación se venden como circuitos monolíticos con ganancia regulable lo que facilita su utilización. La entrada del circuito proviene de los seguidores de voltaje, y solamente es necesario agregar una resistencia externa para configurar la ganancia deseada. Filtros Tal como se ha mencionado en el capítulo anterior, se considera que existe actividad cardiaca cuando se detecta la presencia de complejo QRS. Con el fin de evitar que variaciones en la señal originadas por diversas fuentes de ruido sean interpretadas como complejos QRS o se afecte el comportamiento del algoritmo de detección es importante eliminar dichas variaciones de la señal original. Lo anterior se logra con la implementación de un filtro pasabanda. El complejo QRS presenta sus componentes en el rango de 10 a 30 Hz, por lo cual se tomarán estos límites como frecuencias de corte para el diseño del filtro. Este filtro, además, tiene el propósito de eliminar la componente de corriente directa generada por el contacto entre electrodos y tejido y servir como filtro anti alias. Se tiene que la frecuencia centrada de un filtro pasa bandas esta dada por:

( )1.30 csci fff = donde fci es la frecuencia de corte inferior y fcs es la frecuencia de corte superior. y para este caso:

3.1730100 =⋅=f Por lo que la frecuencia centrada es 17 Hz. El factor de calidad Q del filtro es definido como:

( )2.30

BWf

Q =

Donde f0 es la frecuencia centrada y BW el ancho de banda. Para este caso:

85.02017

==Q

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Otro valor importante es el ancho de banda porcentual, definido como:

( )3.3100LU

LU

ffff

PB−

⋅=

Donde fU es la frecuencia de corte superior y fL es la frecuencia de corte inferior. Para el filtro en diseño se tiene:

64.11730020100 =⋅=PB

El filtro puede ser implementado utilizando diversas topologías. Con el fin de minimizar el consumo de energía, se opta por implementarlo utilizando un diseño que requiera un solo amplificador operacional. Un filtro fácilmente implementable con estas características es el filtro de múltiple retroalimentación.

Figura 3.8 Filtro de múltiple retroalimentación.

Amplificador Un electrograma presenta una amplitud promedio de 10 a 20 mv. Con el propósito de lograr un adecuado procesamiento en los circuitos digitales, es necesario amplificar esta señal a un valor adecuado. La amplificación se realiza en diversas etapas. La primer etapa de amplificación se presenta en el amplificador de instrumentación. La mayoría de los amplificadores comerciales permiten una ganancia variable con una resistencia externa, sólo hay que tener cuidado de que ésta ganancia no sature a los amplificadores de las etapas posteriores por lo tanto dicha amplificación debe ser pequeña. La segunda etapa de amplificación se da en los filtros, esta ganancia está dada por el tipo de filtro utilizado aunque en algunos casos es posible variar esta ganancia [29]. Si es necesaria una ganancia posterior se puede implementar un amplificador inversor o no inversor según

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se requiera, esta ganancia debe amplificar la señal a los valores adecuados para su posterior conversión digital. Teniendo en cuenta que los circuitos digitales (incluyendo al conversor analógico – digital del DSP) operan en un rango de voltaje de 0 a 5 V, es conveniente dejar la señal final dentro de estos límites. De acuerdo a lo anterior, para un electrograma la señal debe tener una ganancia máxima de aproximadamente 120.

Imagen 3.9 Amplificadores. Desplazamiento de línea basal La señal eléctrica del corazón presenta actividad bipolar con respecto a su línea basal. Después de la etapa de filtrado, dicha línea basal queda en un nivel de 0 V, con el fin de no perder información de la señal y de aprovechar el rango del convertidor analógico digital es necesario incrementar el valor de esta línea. Para lo anterior sólo es necesario sumar a la señal cardiaca un voltaje fijo en el cual se desea centrar la señal. Un sumador es suficiente para realizar el desplazamiento. Para establecer el voltaje fijo basta con utilizar una referencia de voltaje. El circuito permite además una ganancia regulable para ajustar la amplitud de la señal al valor final deseado.

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Figura 3.10 Circuito para desplazamiento de línea basal.

Conversión Analógica a Digital La señal analógica proveniente del corazón, una vez amplificada y filtrada debe ser convertida a un formato digital con el fin de ser procesada. Los dispositivos considerados para implementar el presente diseño poseen convertidores de 10 ó 12 bits. El número de bits repercute directamente en la resolución del convertidor. Los convertidores de los dispositivos pueden tener voltajes de referencia variables pero siempre dentro del rango del voltaje de alimentación del dispositivo. La resolución del convertidor viene dado por la ecuación 3.4 donde Vref es el voltaje de referencia y n el número de bits.

)4.3(2nrefV

R =

De esta forma, para un convertidor de 10 bits y una referencia de 5 volts, la resolución será de 4.88 mV, mientras que para 12 bits será de 1.22 mV.

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3.2.1.3 Elemento de procesamiento El algoritmo para detección de actividad cardiaca y en general todo el algoritmo de operación del marcapasos será ejecutado por un elemento de procesamiento digital. Actualmente existen cuatro tipos de dispositivos para ejecutar esta función:

• Microprocesador • Microcontrolador • Procesador Digital de Señales (DSP) • Controlador Digital de Señales (DSC)

El microprocesador como tal requiere añadir componentes externos (memoria RAM, ROM, manejadores de periféricos, etc) para su funcionamiento lo que implica un requerimiento mayor de espacio, energía y gasto en componentes. El microcontrolador ya incluye todos los elementos necesarios para su funcionamiento, hoy día existe una gran cantidad de estos dispositivos disponibles en el mercado nacional con capacidades de procesamiento y recursos suficientes para la operación del marcapasos. El procesador digital de señales tiene las mismas características que un microcontrolador añadiendo una arquitectura especializada y recursos para poder manejar los algoritmos propios del procesamiento digital de señales de forma más eficiente. El controlador digital de señales es un circuito híbrido entre un microcontrolador y un DSP, preserva características de ambos dispositivos para aplicaciones que así lo requieren. Un parámetro práctico determinante en la elección del dispositivo a utilizar son las herramientas necesarias para desarrollar y programar el dispositivo en cuestión. Actualmente el laboratorio de Automatización cuenta con un programador (PM3) para dispositivos de la familia Microchip. Los dispositivos fabricados por esta firma también presentan la ventaja de no requerir tarjetas especiales o circuitos externos para comenzar a utilizarlos. Independientemente del algoritmo para detección de complejo QRS elegido, el dispositivo de procesamiento debe contar con las siguientes características:

• Procesador de 16 bits • Convertidor Analógico digital de 10 ó 12 bits • Timers de 16 bits • 1 kB en RAM • 8 kB en memoria de programa • Mínimo 20 pines de entrada - salida digital • Frecuencia de operación suficiente para realizar el algoritmo de control y detección • Modo de operación de bajo consumo de energía

Microchip hasta ahora fabrica microcontroladores y DSC con diversas características. La tabla 3.4 presenta algunas características de microcontroladores candidatos y la tabla 3.5 de DSC candidatos que cumplen con las características mínimas requeridas.

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Tabla 3.4 Microcontroladores Microchip candidatos.

Dispositivo

Precio(1)

MIPS

Memoria programa

(KB)

RAM (KB)

Puertos I/O

ADC Bits/canales

Timers

(16 bits)

Encapsulado

PIC24FJ128GA006 $3.99 16 128 8 54 10/16 5 64/TQFPPIC24FJ128GA008 $4.54 16 128 8 70 10/16 5 80/TQFPPIC24FJ64GA006 $3.33 16 64 8 54 10/16 5 64/TQFPPIC24FJ96GA006 $3.66 16 96 8 54 10/16 5 64/TQFPPIC24HJ128GP206 $4.46 40 128 8 53 10/18, 12/18 9 64/TQFPPIC24HJ64GP206 $3.87 40 64 8 53 10/18, 12/18 9 64/TQFP (1) Precio del fabricante por volumen en dólares americanos

Tabla 3.5 DSC Microchip candidatos.

Dispositivo

Precio(1)

MIPS

Memoria programa

(KB)

RAM (Bytes)

Puertos I/O

ADC Bits/canales

Timers

Encapsulado

dsPIC30F2012 $3.35 30 12 1024 20 12/10 3 28/SPDIPdsPIC30F3011 $4.54 30 24 1024 30 10/9 5 40/PDIPdsPIC30F3014 $4.89 30 24 2048 30 12/13 3 40/PDIPdsPIC30F4011 $5.25 30 48 2048 30 10/9 5 40/PDIPdsPIC30F4012 $4.66 30 48 2048 20 10/6 5 40/PDIPdsPIC30F4013 $5.12 30 48 2048 30 12/13 5 40/PDIPdsPIC30F5015 $6.00 30 66 2048 52 10/16 5 64/TQFPdsPIC30F6011A $7.73 30 132 6144 52 12/16 5 64/TQFP (1) Precio del fabricante por volumen en dólares americanos Los microcontroladores y algunos DSC tienen el inconveniente del tipo de encapsulado ya que si bien estos dispositivos pueden ser programados fácilmente, su manipulación durante la fase de prueba y soldado en la etapa final no es una tarea tan sencilla. De entre los dispositivos con encapsulado DIP se observa que el dispositivo más poderoso es el dsPIC30F4013 y su precio no es tan elevado en comparación con los demás dispositivos. Si bien es posible que no se explote este dispositivo al máximo, si presenta las característica necesarias para implementar el marcapasos. Las características más sobresalientes del dsPIC30F4013 son:

• 48 Kbytes de memoria de programa • Set de 84 instrucciones • 2 Kbytes en memoria RAM • 1 Kbyte en EEPROM • Operación hasta 30 MIPs • 33 Interrupciones • Dos acumuladores de 40 bits • Multiplicador de 17 x 17 bits • Instrucciones “DSP” de un solo ciclo • Puertos de I/O manejan hasta 25 mA • 5 timers 16 bits / 2 timers de 32 bits

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• Módulo PWM • Módulo SPI • Dos módulos UART • Módulo CAN • ADC de 12 bits con 13 canales • Encapsulado DIP

3.2.1.4 Estimulación cardiaca El objetivo final del marcapasos es estimular el tejido cardiaco cuando esto sea requerido. Es necesario analizar algunos aspectos de la señal de estimulación con el fin de que ésta sea efectiva. Los factores que determinan la estimulación de tejido son:

• La frecuencia de la señal de estimulación • La duración del pulso • La amplitud de la señal • La forma de onda

La duración y amplitud del pulso se encuentran estrechamente relacionadas. Gráficamente, es posible observar esta relación en las curvas de intensidad – duración. Históricamente Lapicque realizó experimentos tendientes a estudiar y cuantificar el estímulo en los tejidos midiendo la corriente requerida para lograr la excitación [30]. Llamó rheobase a la corriente mínima requerida para lograr el estímulo aplicada durante un tiempo “infinito” (muy largo en la práctica). Este parámetro depende de la ubicación del electrodo con respecto al tejido y del tamaño de éste. De igual forma definió el chronaxie como el tiempo donde en una gráfica de intensidad – duración se ubica un valor de intensidad del doble de la rheobase. El chronaxie es específico del tejido que se quiera estimular. La figura 3.11 ilustra ambos conceptos

Figura 3.11 Chronaxie y rheobase.

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En el caso del tejido cardiaco, el chronaxie varía entre 1 ms y 2 ms [30]. La figura 3.12 muestra una curva de intensidad duración para el tejido cardiaco.

Figura 3.12 Curva de intensidad – duración para tejido cardiaco. A designa a la recta de la rheobase,

en b se encuentra el chronaxie. Como se puede apreciar en la figura 3.12 para un tiempo de estimulación de 1 ms se requiere aproximadamente una amplitud de pulso de menos de 1 mA. En términos de circuitos electrónicos un estimulador típico consta de una etapa generadora de frecuencia, una etapa formadora de onda y una etapa de salida [30]. La etapa generadora de frecuencia es la encargada de controlar este parámetro del estímulo entregado. La etapa formadora de onda tiene como tarea formar la señal por el tiempo que se requiere entregar y la etapa de salida se encarga de que esta señal se mantenga en el voltaje o corriente necesario para lograr la estimulación. Frecuencia de estimulación En el caso de un marcapasos la frecuencia de estimulación es determinada por el médico encargado de la atención del paciente según el tratamiento y propósito de su utilización. La selección de frecuencia se realizará digitalmente a través de botones en un rango de 30 a 300 PPM con pasos de 5 PPM, tanto en modo asíncrono como síncrono.

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Duración de pulso La duración del pulso de estimulación será de 1 ms, ya que es un valor de chronaxie del tejido cardiaco. Esta duración se manejará dentro del controlador digital de señales a través de un temporizador. Amplitud de pulso La amplitud de pulso de estimulación es seleccionada por el médico encargado del paciente. El marcapasos permitirá seleccionar el valor de la amplitud entre 1 V y 5 V con pasos de 1 V a través de botones. El voltaje será entregado por un convertidor digital a analógico, de esta manera estará controlado digitalmente por el procesador. En la salida del convertidor se conectará un amplificador inversor para realizar ajustar el voltaje a la carga estándar de 500 Ω. Posteriormente del amplificador se conectará un switch analógico que será el que permita o no el paso del pulso de estimulación a los electrodos. La figura 3.13 muestra el diagrama a bloques del estimulador.

Figura 3.13 Diagrama a bloques del estimulador.

El controlador se encargará de activar al convertidor y al switch cuando se requiera una estimulación, mientras no sean requeridos tanto el convertidor como el switch permanecerán en reposo. Tipo de onda Se han estudiado y aplicado diversas formas de onda para lograr la estimulación de tejido cardiaco. Cada una de las formas presenta ventajas y desventajas que deben ser tomadas en cuenta. La figura 3.14 presenta diversas formas de onda y algunas de sus características. Las señales monofásicas pueden estimular anódica o catódicamente. La estimulación anódica presenta los inconvenientes de que provoca una rápida corrosión de los eléctrodos, además de que el umbral para lograr la estimulación es mayor que en el caso catódico. La estimulación catódica no corroe los eléctrodos. La estimulación monofásica presenta el inconveniente de que, debido a que la corriente fluye sólo en un sentido, no existe reversión de la reacción química en los electrodos, por lo cual se presenta un deterioro en éstos, además de que este mismo efecto provoca daño en el tejido aledaño al electrodo.

Bus de datos

Bus de control

Convertidordigital analógico

AmplificadorSwitchanalógico Electrodos

3-20

Las señales bifásicas presentan la ventaja de que, debido a que la corriente fluye en ambas direcciones, las reacciones químicas en el electrodo se revierten continuamente por lo cual el electrodo tiene una vida mayor y es más seguro para el tejido con el cual está en contacto. Presenta la desventaja de que, al igual que la estimulación monofásica anódica, durante el ciclo de estimulación anódico el electrodo sufre mayor corrosión. Como puede apreciarse no existe un tipo de onda que presente las mejores características en los tres aspectos mencionados, la elección depende de la circunstancia donde será aplicada.

Figura 3.14 Comparación de diversas formas de onda de estímulo.

Debido a sus características en el presente diseño se opta por implementar el estímulo catódico. En un marcapasos externo, el daño al electrodo no es tan importante ya que estos son reemplazados, el daño al tejido si es un factor importante, aunque queda pendiente por determinar la magnitud del daño y si éste es permanente o temporal. 3.2.1.5 Controles El marcapasos debe presentar un medio a través del cual se regule la frecuencia, amplitud y modo de funcionamiento (síncrono o asíncrono).

3-21

Los medios de ajuste de estos controles son digitales, implementados a través de botones pulsantes. Se debe contar con un par de botones para ajuste de frecuencia, uno para aumentarla y otro para disminuirla. Un par de botones para ajuste de amplitud y un botón para selección de modo síncrono o asíncrono.

Figura 3.15 Diagrama eléctrico de un botón. 3.2.1.6 Visualización La visualización de la frecuencia, amplitud y modo de estimulación se realiza a través de un exhibidor de cristal líquido. La frecuencia se debe visualizar en pulsaciones por minuto (PPM), la amplitud en volts y el modo de estimulación con una letra o palabra que indique el modo en el cual se encuentra operando el marcapasos. La indicación de detección de actividad cardiaca, estimulación y eléctrodos desconectados se debe realizar a través de LED’s que emitirán un pulso de luz para la actividad cardiaca y estimulación y se mantendrá encendido para la indicación de electrodos desconectados. 3.2.1.7 Fuente de energía El marcapasos debe funcionar operado por baterías. La duración de la batería está en función del consumo total de corriente del circuito final. Las baterías actuales presentan distintas capacidades de acuerdo al tamaño de la pila y materiales de las que están elaboradas. Las más comunes comercialmente son las pilas alcalinas del tipo desechables y pilas de níquel – metal hidruro del tipo recargables. La figura 3.16 muestra algunas de estas baterías y sus capacidades en mAh. Las baterías a utilizar son las de 9V ya que con una o dos a lo más se alcanza el voltaje requerido para el funcionamiento del circuito, su principal desventaja es la baja capacidad que presentan. La figura 3.17 presenta una gráfica con las horas de servicio y el voltaje de una batería alcalina de 9 V para un consumo de 2, 10 y 50 mA [WEB 9].

3-22

Figura 3.16 Baterías alcalinas y níquel metal – hidruro.

Figura 3.17 Voltaje y horas de servicio en una pila alcalina de 9 V.

50 mA 10 mA 2 mA

3-23

3.2.1.8 Contenedor El contenedor resguardará y aislará el circuito del marcapasos de los agentes externos. Es recomendable que el contenedor sea de material resistente, la norma IEC 60601-1:1998 recomienda que también sea hermético de tal forma que no exista riesgo cuando algún líquido caiga accidentalmente sobre el marcapasos. El contenedor también contiene el compartimiento de las baterías, éste debe estar bien ubicado y debe ser de fácil acceso. También se debe ubicar la conexión de los eléctrodos y cada terminal debe estar bien identificada. En la carcasa también se debe encontrar impresa o indicada la información sobre amplitud y frecuencia que maneja el dispositivo, así como señalizado el uso de cada botón o indicador Comercialmente se fabrican diversas cajas especiales para el alojamiento de circuitos, algunas incluyen el espacio para la batería y pantalla LCD además de poder ser selladas herméticamente. Desafortunadamente no es tan fácil encontrarlas aún en el mercado nacional por lo que se tendrá que adaptar algún contenedor disponible. 3.2.1.9 Configuraciones (modos de operación) El marcapasos presenta dos modos de operación: VOO (modo asíncrono) y VVI (modo a demanda). En el modo VOO el marcapasos estimula siempre los ventrículos a una frecuencia determinada sin tomar en cuenta si el tejido se está despolarizando o no. En el modo VVI el marcapasos detecta la actividad ventricular y los estimula cuando ha pasado más tiempo sin registrar actividad del que se tiene programado en ese momento, cuando detecta actividad se inhibe el estímulo esperando el siguiente latido normal. El modo de funcionamiento es seleccionado por el médico encargado del paciente.

Figura 3.18 Modos de operación. En la figura 3.18 se observa un diagrama de flujo de los modos de operación. En el modo asíncrono, el marcapasos solo verifica cuando se ha rebasado el tiempo de estimulación para enviar la señal de excitación al corazón.

Muestrear señal Procesar señal Verificar si existe actividad

Actualizar controles

Actualizar umbralen amplitud Umbral en tiempo

Se rebaso tiempo de estimulación

Estimula

Marcapasos a demanda en detección

Marcapasos a demanda en estimulación

Marcapasos asíncrono

3-24

Durante el modo de operación asíncrono, la señal se continua procesando aunque los resultados de esta operación no son tomados en cuenta para fines de control. El procesamiento de la señal es necesario por si es necesario un cambio de modo (de asíncrono a a-demanda) no sea necesario reiniciar la operación del marcapasos. En el modo a demanda podemos encontrar dos etapas. La primera es cuando el corazón funciona en modo normal y por debajo de la frecuencia preestablecida en el marcapasos. En esta etapa el marcapasos muestrea la señal cardiaca, la procesa y determina la presencia de actividad. El umbral en amplitud es actualizado de acuerdo a la magnitud de la señal cardiaca. Cuando el corazón disminuye su frecuencia, el marcapasos envía la señal de estimulación al corazón y continua procesando la señal. El dispositivo continuara estimulando al corazón hasta que la frecuencia de éste sea superior a la frecuencia establecida en el marcapasos. 3.3 Algoritmo de detección de complejo QRS

3-25

El algoritmo para detección de complejo QRS es el encargado de determinar o no la ocurrencia de una estimulación cardiaca. Como se mencionó en el capítulo anterior se han realizado algunos estudios comparativos de dichos algoritmos. Con base en los resultados presentados por estas comparativas y los presentados por otros algoritmos que se puedan considerar de interés, se determina el algoritmo a implementar en el marcapasos. Del estudio de Friesen se considera el algoritmo de Okada. De la comparativa de Köhler se consideran los algoritmos de Köhler y Sun. Se considera además el algoritmo de Gutiérrez y Hernández La tabla 3.6 muestra algunas características de los algoritmos en cuestión

Tabla 3.6 Características de algoritmos de detección de complejo QRS

Artículo Características Ventajas Desventajas Okada [21]

• El algoritmo consta de cinco pasos.

• El primer paso consiste en promediar grupos de cuatro muestras, este nuevo grupo es posteriormente suavizado aplicando un nuevo promediador ponderado.

• En el paso dos, a la señal anterior se aplica un filtro pasa bajas y se obtiene el cuadrado de la diferencia entre ambas señales.

• En el paso tres, a la señal resultante del paso dos se aplica una nueva operación con el propósito de disminuir la amplitud de las ondas T.

• En los pasos cuatro y cinco se determina un umbral y se compara la señal procesada para saber si ha ocurrido o no un complejo QRS.

• Las operaciones requeridas por el algoritmo son de fácil implementación en procesadores de ocho bits o más.

• El algoritmo presenta una buena inmunidad al ruido.

• Aunque las operaciones son sencillas, se requiere de varias para poder decir si existe o no complejo QRS.

• El algoritmo fue probado contra registro de ECG provenientes de pacientes en cirugía y no contra una base de datos estándar.

Sun & Suppappola [31]

• En su artículo más bien evalúan algunas transformaciones no lineales sin llegar a proponer un algoritmo para la detección de complejos.

• Determinan que la transformación que da mejores resultados es un producto de la muestra actual y dos pasadas con consistencia de signo.

• Como transformación lineal

• La transformación no lineal que proponen para obtener buenos resultados es muy sencilla de implementar

• El método presenta buena respuesta ante estímulos de marcapasos

• No es propiamente un algoritmo propuesto.

3-26

utilizan una derivada de primer orden.

• Impelementan el “algoritmo” en un microcontrolador de 8 bits

Gutiérrez & Hernández [18][19]

• El algoritmo de detección propuesto se basa en la aplicación de un filtro digital derivado de la transformada wavelet de Haar.

• El filtro es bastante sencillo de implementar, su función es mejorar la relación señal a ruido de la señal cardiaca.

• El filtro se puede implementar como FIR o IIR.

• El algoritmo determina que existe un complejo QRS cuando la señal procesada rebasa un umbral en amplitud adaptativo.

• Se probó con la base de datos MIT-BIH y Europea del segmento ST, obteniendo tasas de errores de 1.19% y 0.19% respectivamente.

• El algoritmo es muy sencillo de implementar.

• Puede trabajar con aritmética de 16 bits sin problemas.

• Presenta una tasa de errores relativamente baja.

• Se requiere examinar latidos previos para determinar el umbral en amplitud.

Köhler et al. [32]

• El proceso consiste en generar una señal de alta frecuencia y sumarla a la señal de ECG. Posteriormente se cuentan los cruces por cero de la señal y donde existe una menor cantidad, se considera que existe un complejo QRS. Finalmente se determina el lugar exacto de la ocurrencia.

• Presenta filtrado lineal (pasabanda) y transformación no lineal (cuadrado de la señal).

• Es necesario generar una señal de alta frecuencia, adaptativa a la amplitud de la señal filtrada.

• Se determina que existe un complejo QRS cuando el conteo de cruce por ceros cruza un umbral adaptativo.

• Incluye tiempo refractario después de una detección.

• Es necesario considerar máximos y mínimos dentro del conjunto donde se ubica el complejo QRS para saber la

• Es robusta contra ruido y morfologías patológicas.

• Su concepto es muy simple.

• Presenta un porcentaje alto de detección.

• Es probado con la base de datos MIT-BIH.

• Utiliza sólo aritmética de enteros.

• Responde bien en situaciones donde existe variabilidad en amplitud de la señal.

• Aunque los resultados obtenidos son semejantes a los de otros algoritmos, su implementación y costo computacional es más bajo.

• Presenta varios parámetros que deben ser establecidos por el usuario en forma empírica (basados en la fisiología).

• El impacto de los diversos parámetros en el desempeño del sistema no es independiente.

• El filtro pasabandas debe eliminar casi en forma perfecta las señales (onda P y T) no deseadas para que el algoritmo funcione adecuadamente.

3-27

posición exacta de la onda R. • Es necesario considerar el

retardo del proceso para la localización precisa.

• Resultados: 277 falsos negativos (acierto de 99.7%) 390 Falsos positivos (acierto de 99.57%).

De los algoritmos considerados, el que se considera presenta características adecuadas para su implementación en el controlador es el de Gutiérrez y Hernández ya que el algoritmo es sencillo de programar, rápido, acorde con la aritmética presente en el dispositivo y ha presentado buenos resultados en las pruebas que se le han realizado. El algoritmo cuenta con un preprocesador y reglas de decisión. El preprocesador es determinado por la aplicación de un filtro que fue derivado a partir de los resultados obtenidos y el análisis de la aplicación de la transformada wavelet de Haar a señales electrocardiográficas. El filtro se presenta en 3.5

)5.3()()2

(2)()1()( nxenxenxnyny −−⋅+−−−=

donde x(n) es la señal electrocardiográfica (electrograma en este caso); y(n) la señal procesada; n el número de muestra y e es la escala de la wavelet. Es necesario adaptar la escala wavelet de acuerdo a la frecuencia a la cual está muestreada la señal que se analizará, así mientras que para una frecuencia de muestreo de 250 Hz (base Europea ST-T), la escala 10 mostró el mejor desempeño, para señales muestreadas a 360 Hz (base de datos MIT-BIH) la escala 12 mostró el mejor desempeño. Para la utilización del algoritmo en el marcapasos se requiere determinar la escala a utilizar para una frecuencia de muestreo de 300 Hz. En el algoritmo original primeramente se determina el umbral en amplitud, para ello se segmenta la señal en conjuntos de 2000 muestras. Al inicio del algoritmo, se determina (consultando el archivo de anotaciones del registro utilizado) cuando existe un complejo QRS. Para cada complejo se busca en una ventana de 0.22 s delante y detrás de la ocurrencia el máximo valor y se promedian todos los máximos. Este valor es multiplicado por un factor de proporcionalidad, encontrado por un proceso de entonación, para hallar el umbral en amplitud Una vez establecido el umbral en amplitud la señal se va procesando en segmentos de 2000 muestras. Se verifica cuando la señal rebasa el umbral, en cuanto lo rebasa se determina que existe un complejo QRS. A partir de este momento se cancela la verificación por un periodo de 200 ms con el fin de evitar múltiples detecciones del mismo complejo además de que en este periodo fisiológicamente no se puede volver a dar la despolarización ventricular. Para el análisis de la señal

3-28

Adicionalmente en cada segmento se actualiza el umbral en amplitud. En cada complejo QRS detectado se busca el máximo valor antes y después de la detección (0.22 ms). Se promedian estos máximos, se multiplican por el factor de proporcionalidad y el umbral es actualizado. La figura 3.19 presenta el diagrama de flujo del algoritmo

Figura 3.19 Diagrama de flujo del algoritmo de Gutiérrez & Hernández.

Es importante recordar que el algoritmo fue probado con registros de electrocardiogramas anotados, por ello es posible consultar al inicio de la operación cuando existen complejos con el fin de determinar el umbral en amplitud, también por ello es posible tomar segmentos de 2000 muestras y aplicarles el filtro. Para utilizar el algoritmo en el marcapasos se tendrá que modificar la forma inicial de determinación del umbral en amplitud. En este caso se comenzará a registrar la señal buscando el máximo valor por un tiempo dado. Al final de este periodo se multiplicará el máximo valor encontrado por el factor de proporcionalidad propuesto en el algoritmo original y el resultado se tomará como el umbral en amplitud. Esta modificación tiene el inconveniente de que para que sea efectiva, el corazón debe presentar actividad durante el tiempo en el cual se busque el máximo valor. Otra modificación consiste en aplicar el filtro y en general el algoritmo conforme se vayan tomando las muestras de la señal del electrograma. Para lograr el funcionamiento en tiempo real es necesario almacenar los diez últimos valores de las muestras leídas y el último valor de la señal procesada. Cada vez que se lee una nueva muestra se aplica el filtro y se compara contra el umbral en amplitud, determinando si la señal lo ha rebasado y por lo tanto se ha detectado la presencia de un complejo QRS.

Inicio

Fin

Tomar 2000 muestras

Tomar 2000 muestras

Aplicar filtro

Aplicar filtro

Buscar máximos alrededor

de complejos QRS

Encontrar umbral en amplitud

Buscar complejos

¿Fin de archivo?

Si

Determinar máximos

Actualizar umbral en amplitud

1

1

No

3-29

A partir de la detección del complejo y mientras transcurra el umbral en tiempo, la señal se continuará procesando en busca del máximo valor. Una vez que se hayan detectado un número determinado de complejos QRS y por lo tanto se tenga el mismo número de máximos se actualizará el umbral en amplitud. Cuando el tiempo de estimulación sea rebasado, se aplicara la señal al corazón y se continuará con el procesamiento de la señal, si el estímulo al corazón fue efectivo el marcapasos debería detectar la actividad eléctrica, si el corazón vuelve a su frecuencia de operación normal, el marcapasos no estimulará más, si el corazón continua con su baja frecuencia, el marcapasos continuará estimulando.

3-30

4-1

IMPLEMENTACIÓN

4.1 Implementación de hardware 4.1.1 Circuitos de protección Protección contra transitorios Se ha optado por implementar la protección contra transitorios utilizando un supresor de semiconductor, específicamente el dispositivo NTE4915 por ser de fácil adquisición en el mercado nacional y de bajo costo, además de cumplir los requisitos de protección. El dispositivo presenta las características de la tabla 4.1

Tabla 4.1 Características NTE4915.

Parámetro Valor Voltaje de ruptura 10.2 V Voltaje mantenido pulso de corriente 16.7 V Pico de pulso de corriente (1 ms) 90 A Corriente de fuga durante pulso de corriente

5 µA

Potencia máxima disipada (1 ms) 1500 W Se observa que el dispositivo cumple con los requisitos de protección para el marcapasos ante transitorios. Desconexión de electrodos Para detectar que ha ocurrido una desconexión de electrodos se propone el circuito de la figura 4.1. R1 y R2 representan la resistencia conocida de los interruptores analógicos utilizados en la etapa de estimulación. RL representa la resistencia de los electrodos – tejido. El circuito de 4.1 funciona cuando el marcapasos envía un estímulo al paciente. Mientras el marcapasos registra actividad cardiaca, se asume que los electrodos están conectados. Cuando existe estimulación del marcapasos, el voltaje en el punto A esta dado por 4.1. V0 es el voltaje de estimulación.

)1.4(21

20

RRRRV

VL

A ++=

4-2

Figura 4.1 Desconexión de electrodos.

Cuando RL aumenta el voltaje en A disminuye. De esta forma es posible asociar un voltaje en A para un valor limite de RL a partir del cual, se considere que la conexión de los electrodos no es adecuada. Posteriormente solo basta con medir el voltaje en A y determinar cuando se ha cruzado este umbral. R1 y R2 vienen dadas por el fabricante del interruptor analógico. En este caso establece un valor promedio de 17 Ω y un máximo de 40 Ω. Del valor máximo permisible de impedancia entre los electrodos dependerá la corriente entregada al paciente y por lo tanto la existencia o no de estimulación. Si consideramos que con una corriente de 1 mA para un estimulo de 1 ms se presenta la estimulación [30], es importante asegurar al menos esta corriente. La tabla 4.2 presenta el máximo valor de RL para el cual se mantiene una corriente de 1 mA para los distintos valores de estimulación del marcapasos (R1 y R2 se toman como 40 Ω) y el voltaje que se mediría en R2 para este valor de resistencia

Tabla 4.2 Máximos valores de RL.

Voltaje de Estimulación (V)

Máximo RL (Ω) Voltaje en R2 (mV)

1 920 40 2 1920 40 3 2920 40 4 3920 40 5 4920 40

El voltaje en R2 se puede medir con el convertidor analógico digital del procesador. Cada vez que se estimule al corazón se medirá este voltaje y se determinará que los electrodos presentan una alta impedancia o están desconectados cuando el voltaje registrado sea menor a 40 mV. Debido a que la señal de estimulación es negativa, es necesario agregar un inversor con ganancia unitaria con el fin de que el voltaje en R2 pueda ser registrado por el convertidor analógico digital.

4-3

4.1.2 Acondicionamiento de la señal Seguidores de voltaje La primera etapa del acondicionamiento de señal consiste en la implementación de seguidores de voltaje. Estos se implementan utilizando amplificadores operacionales TL062. Estos dispositivos presentan una corriente de fuga en las entradas de 5pA lo cual disminuye el riesgo de suministrar corrientes no deseadas al paciente. Amplificador de instrumentación El amplificador de instrumentación es un circuito AD620. Este circuito presenta una ganancia ajustable con un solo resistor, la ecuación que determina la ganancia esta dada por la ecuación 4.2.

)2.4(4.491GR

kG +=

La interacción entre los electrodos y el tejido genera un potencial de offset sobre el cual se encuentra la señal de interés, como hasta este momento no se aplicado algún filtro, esta componente de corriente directa aún se encuentra presente pudiendo llegar a saturar las etapas posteriores del circuito de acondicionamiento de la señal si es amplificada. Debido a lo anterior, esta etapa de amplificación debe evitar dicha saturación por lo cual la ganancia debe ser relativamente baja, se propone un ganancia de 10 para lo cual, de acuerdo a 4.2, es necesaria una resistencia RG de 5.49 kΩ. La figura 4.2 muestra los seguidores de voltaje y el amplificador de instrumentación

Figura 4.2 Seguidores de voltaje y amplificador de instrumentación.

4-4

Filtro Para el diseño del filtro se tienen los valores de la tabla 4.3

Tabla 4.3 Parámetros para diseño de filtros pasa banda.

Parámetro Valor

Frecuencia de corte del filtro pasa altas (fH)

10 Hz

Frecuencia de corte del filtro pasa bajas (fL)

30 Hz

Frecuencia centrada (f0) 17 HzC 0.22 µFGanancia del filtro (A0) 1

Las ecuaciones para el cálculo de los valores de las resistencias son:

)6.4(2

)5.4()2(2

)4.4(

)3.4(2

1

20

02

03

02

001

RRA

AQCfQR

CfQR

ACfQR

⋅=

−⋅⋅⋅⋅⋅=

⋅⋅=

⋅⋅⋅⋅=

π

π

π

Para el valor de C seleccionado se obtienen los valores de las resistencias:

Ω=Ω=Ω=

kRkRkR

284.81343.72171.36

3

2

1

Buscando los valores comerciales mas cercanos para todas las resistencias queda el circuito de la figura 4.3

4-5

Figura 4.3 Implementación final del filtro pasa banda.

Estabilidad del filtro Para determinar la estabilidad del filtro es necesario graficar los polos de la función de transferencia en el plano complejo. La estabilidad queda garantizada si éstos se ubican en el semiplano izquierdo. Para obtener la función de transferencia se realiza un análisis en los nodos x y n (figura 4.4) con el teorema de nodos de Thevenin y se tiene lo siguiente.

Figura 4.4 Análisis de estabilidad.

4-6

Para el nodo x:

)7.4(0)()(

31

=−

⋅+−

⋅++−

dtVVd

Cdt

VVdC

RV

RVV nxoxxix

Para el nodo n:

)8.4(0)(

2

=−

⋅+−

dtVVd

CR

VV xnon

Adicionalmente sabemos que la salida y la entrada inversora se relacionan por:

)9.4(no V

AV

=

Aplicando la transformada de Laplace a 4.7 y 4.8 obtenemos:

)10.4(0)()(31

=−⋅+−⋅++−

nxoxxix VVsCVVsC

RV

RVV

)11.4(0)(2

=−⋅+−

xnon VVsC

RVV

Se despeja Vx de 4.11 y se sustituye junto con 4.9 en 4.10

)12.4(0)211())1(

(131

22 =−−−++⋅−+⋅

AV

sCsCVRV

sCRRsC

RV

sCRA

V

oo

i

oo

Desarrollando 4.1. para obtener la función de transferencia se llega a:

)13.4()()22)(()12)(( 131331213231132

21

22321

ARARRRRARRRRRRRCRsARRRCsRRsCAR

VV

i

o

−−++−+++−−=

sustituyendo el valor de C, A0, R1, R2 y R3 en 4.13 se encuentra los polos de la función en: -63.5 + 86.3i y -63.5 - 86.3i

4-7

Figura 4.5 Polos del filtro.

De lo que se concluye que el filtro es estable. Desplazamiento de línea basal Para colocar la línea basal del electrograma en un valor diferente de cero y que pueda ser procesado por el ADC se utiliza un circuito sumador inversor. En el circuito una de las entradas es la señal cardiaca mientras que la otra es el voltaje de línea basal que tendrá la señal. La referencia de voltaje es el circuito LM336Z2.5, este circuito mantiene un voltaje fijo de 2.5 V. Se seleccionó este voltaje ya que es la mitad del rango de voltaje que la mayoría de los ADC integrados en microcontroladores y DSP pueden manejar. Adicionalmente, el sumador puede amplificar la señal para aprovechar mejor el rango del convertidor La figura 4.6 muestra el circuito del sumador.

4-8

Figura 4.6 Desplazamiento de línea basal. Conversión analógico a digital El convertidor analógico a digital del dispositivo seleccionado es de 12 bits. La referencia de voltaje será la misma que el voltaje de alimentación, 5 V, por lo tanto la resolución es de 1.22 mV. Una vez que se ha obtenido el valor digital, es necesario pasar este número a un registro de 16 bits, en este momento el convertidor permite interpretar el resultado de la conversión de cuatro diferentes formas:

• Entero sin signo • Entero con signo • Fraccional sin signo • Fraccional con signo

Se ha elegido el formato entero con signo, de esta forma el rango del convertidor va de –2048d (F800H internamente en el controlador) para una conversión Vref- V a 2047d (07FFH internamente en el controlador) para una conversión de Vref+ V La figura 4.7 muestra la función de transferencia del convertidor seleccionado. En el eje de las abcisas se encuentra el voltaje a la entrada del convertidor. En el eje de las ordenadas el código que genera el convertidor. 4.14 muestra la relación entre ambos valores

)14.4(4096

)( refLrefHrefL

VVCVVin

−⋅+=

4-9

donde Vin es el voltaje a la entrada del convertidor, VrefL el voltaje de referencia inferior, VrefH el voltaje de referencia superior y C el código binario generado por el convertidor. Cabe mencionar que al código binario generado por el convertidor aún falta convertirlo al formato programado por el usuario.

Figura 4.7 Función de transferencia del convertidor A/D.

El convertidor tiene capacidad de muestrear hasta 13 canales. En el presente diseño se muestreará la señal cardiaca y el voltaje de estimulación para detección de electrodos desconectados. El tiempo de duración de la conversión es programable por software y se compone de la suma del tiempo “de muestreo” en el cual el voltaje que se desea convertir es almacenado y el tiempo que lleva la conversión en sí. Para ambas operaciones se define un tiempo mínimo TAD, el tiempo de muestreo puede ser desde un TAD hasta 31 TAD mientras que el tiempo de conversión requiere 14 TAD. El tiempo TAD se define a su vez seleccionando el valor del reloj del módulo del conversor. En el presente diseño, se definió un TAD de 3.75 µs y un tiempo de muestreo de 1 TAD, por lo tanto el tiempo de conversión es de 56.25 µs. Las ondas R tienen una componente de frecuencia máxima de 30 Hz, se decidió que la frecuencia de muestreo fuera 10 veces este valor por lo cual se definió que cada 3.32 ms se realizará una conversión por lo que se tiene una frecuencia de muestreo de aproximadamente 300 Hz.

4-10

4.1.3 Elemento de procesamiento El dispositivo donde se implementó el algoritmo de detección y control del marcapaso es el dsPIC30F4013, este controlador digital de señales, solamente requiere de un circuito de reset y un oscilador externo (si se desea utilizar). En el presente diseño se optó por utilizar un oscilador interno del procesador que nominalmente opera a 512 KHz (en realidad opera a 533.33 KHz según mediciones realizadas). El dispositivo cuenta con 30 pines de entrada - salida distribuidos en 5 puertos, la utilización de cada uno de los pines se muestra en la tabla 4.4.

Tabla 4.4 Utilización de pines de Entrada – salida.

Pin Función Pin Función

RA11 Activación switch analógico RC14 Activación CS de DAC RB0 Bus de datos RC15 RB1 Bus de datos RD0 Led estimulación RB2 Bus de datos RD1 Led actividad cardiaca RB3 Bus de datos RD2 Control de amplitud RB4 Bus de datos RD3 Control de amplitud RB5 Bus de datos RD8 Control de frecuencia RB6 Bus de datos RD9 Control de frecuencia RB7 Bus de datos RF0 Led desconexión electrodos RB8 RF1 RB9 Entrada analógica RF2 Activación RS de LCD RB10 Entrada analógica RF3 Activación RW de LCD RB11 RF4 Control de encendido de LCD RB12 RF5 Control de modo de funcionamiento RC13 Activación WR de DAC RF6 Activación E de LCD

Se programó el dispositivo para que trabajara con datos enteros. En total se utilizaron 5 subsistemas del controlador:

• Convertidor analógico digital • Temporizador 1 • Temporizador 2 • Temporizador 3 • Temporizador 4

Cada subsistema genera interrupciones para solicitar atención del procesador. El dispositivo permite asignar prioridades a las interrupciones. Este esquema fue utilizado. El orden descendente de prioridades de interrupciones es: estimulación del marcapasos, conversión analógica a digital, verificación de cambio en los controles Debido a la frecuencia de operación del controlador, cada instrucción es procesada en 7.5 µs. Durante la operación del dispositivo, se utiliza el modo de operación de bajo consumo de energía. En este modo el oscilador principal y los subsistemas, así configurados, continúan operando, solamente la unidad central de procesamiento es deshabilitada, lográndose un

4-11

ahorro de energía de alrededor del 50% para la frecuencia de operación y voltaje seleccionado. El dispositivo se configuro para que alguno de los subistemas encargados de tomar una muestra de la señal, estimular al corazón o verificar los controles “despierten” al controlador, cuando esto ocurre, la unidad central de procesamiento es energizada y la ejecución de instrucciones continua en forma normal. 4.1.4 Estimulación cardiaca El control de la estimulación cardiaca se realiza internamente en el procesador. El proceso comienza con la selección de frecuencia y amplitud por parte del usuario. El control de la frecuencia se realiza con un temporizador que genera una interrupción de acuerdo al inverso del número de pulsaciones por minuto que indica el usuario En cada interrupción se genera un estímulo al paciente. Específicamente: el tiempo de interrupción está en función de la constante de reloj del temporizador y el número al cual debe de contar para generar la interrupción, tal como lo muestra 4.15 donde T es el periodo del temporizador, C es la constante de reloj y N es el número al cual debe contar.

)15.4(CNT ⋅= La constante C se definió como 256 veces el periodo del reloj principal del controlador digital (7.5 µs), es decir 1.92 ms El número de pulsaciones por minuto PPM es el cociente entre 60 (numero de segundos en un minuto) y el periodo en el cual se genera un estimulo tal como se ve en 4.16.

)16.4(60T

PPM =

Sustituyendo T de 4.16 en 4.15 y despejando para N se tiene:

)17.4(92.1

1060 3

PPMN

⋅×

=

y finalmente:

)18.4(31250PPM

N =

De esta forma cuando el usuario selecciona las pulsaciones por minuto a las cuales debe estimular el marcapasos, el controlador aplica 4.18 para hallar el número al cual debe de contar el temporizador para generar la estimulación al paciente.

4-12

La selección de amplitud por parte del usuario modifica un registro interno del controlador, este registro cuenta de 25 a 125 con incrementos de 25. Se seleccionó un conteo en este rango ya que el convertidor digital analógico utilizado es de 8 bits. De esta forma cuando el registro interno cuenta al máximo valor, en la salida de estimulación se ajusta el voltaje para que sea de 5 volts, así con cada incremento o decremento de 25 unidades la amplitud varía en un volt. En términos de circuitos electrónicos, la estimulación se divide en tres partes. La primera consiste de un convertidor digital analógico (DAC), se utiliza el circuito TL7524 que es un DAC de 8 bits con entradas de control especiales para trabajo con microprocesadores o microcontroladores. El convertidor se encarga de transformar el número digital enviado por el microcontrolador en un voltaje que estimulará el miocardio. El convertidor requiere la conexión de un amplificador para su funcionamiento en modo unipolar o de dos amplificadores para funcionamiento en modo bipolar. Debido a que el estímulo a entregar es de tipo catódico unipolar se realiza esta configuración.

Figura 4.8 Conexión del TL7524.

El voltaje de salida del convertidor está dado por 4.19.

)19.4(256nVV refo ⋅−=

donde Vref es el voltaje de referencia del circuito y n el número en decimal en su entrada. La siguiente parte del circuito consiste en un amplificador inversor. El amplificador se encarga de realizar el ajuste adecuado del voltaje entregado por el convertidor al voltaje máximo deseado dada una carga, 500 Ω por norma para el marcapasos. La última etapa del estimulador consiste en un interruptor analógico. Se utiliza el circuito integrado DG412. Este circuito posee cuatro interruptores controlados individualmente. Uno de los interruptores se conecta a la salida del amplificador mientras que otro a tierra. Del otro lado de cada interruptor se conecta un electrodo, cátodo para el interruptor conectado a tierra y ánodo para el interruptor conectado a la señal proveniente del amplificador. Cuando se determina que existe una estimulación, el controlador realiza las siguientes operaciones:

4-13

1. Coloca el número digital de amplitud en el bus de datos. 2. Activa el convertidor digital analógico para que lea el bus de datos. 3. Activa el indicador de estímulo realizado. 4. Abre el interruptor para dejar pasar la señal de estimulación a los electrodos. 5. Deja pasar 1 ms. 6. Cierra el interruptor. 7. Desactiva la señal de estímulo realizado. 8. Desactiva las señales de control del convertidor.

La figura 4.9 muestra el diagrama electrónico del circuito de estimulación.

Figura 4.9 Circuito de estimulación. 4.1.5 Controles y visualización Para el control de frecuencia, amplitud y modo de estimulación se utilizaron botones pulsantes normalmente abiertos. Para la visualización de frecuencia y amplitud se utilizó un exhibidor de cristal líquido modelo JHD162A, que es capaz de desplegar 16 caracteres por 2 filas. Para la visualización de estimulación, detección de actividad y electrodos desconectados se utilizaron LEDs de 3 mm. La figura 4.10 muestra la interconexión del procesador con el LCD, los botones y los leds.

4-14

Figura 4.10 Controles y visualización.

4.1.6 Fuente de energía La alimentación del circuito se realizó con una batería de 9 V. Se utilizó el circuito TC7662A para invertir el voltaje de la batería y obtener una alimentación bipolar para la etapa analógica. Para la etapa digital del circuito, se fijó el voltaje en 5.1 V con un diodo zener. Se colocó una resistencia de 1 kΩ para limitar la corriente. Con esta resistencia se permite una corriente máxima en la parte digital de 9 mA para un voltaje de batería de 9 V y 7 mA para un voltaje en la batería de 7 V Cuando el voltaje en la batería cae a este valor, el voltaje en el diodo zener se reduce a 4.0 V, con este valor de voltaje aún opera el microcontrolador y los circuitos analógicos, no así el LCD, por lo cual es necesario reemplazar la batería.

4-15

Figura 4.11 Fuente de energía. 4.2 Algoritmo de detección de complejos QRS y de control del marcapasos 4.2.1 Algoritmo de detección de complejos QRS Se realizaron algunas modificaciones al algoritmo seleccionado para detección de complejo QRS con el fin de permitir su programación y funcionamiento en el controlador. Primeramente se determinó la escala a utilizar para la frecuencia de muestreo del marcapasos (300 Hz) buscando que el filtro suprimiera las señales con componentes de 60 Hz y múltiplos, esto con el fin de disminuir la interferencia proveniente de la línea eléctrica. La escala que logra lo anterior para 300 Hz es 10. Con escala 10, el filtro queda de acuerdo a 4.20:

)20.4()()5(2)10()1()( nxnxnxnyny −−⋅+−−−=

4-16

La figura 4.12 muestra la respuesta en magnitud y fase del filtro con escala 10.

Figura 4.12 Respuesta en magnitud y fase del filtro con escala 10.

Análisis de estabilidad De la ecuación 4.20 podemos conocer la estabilidad del filtro encontrando la ubicación de polos en el plano complejo. Aplicando la transformada Z a 4.20 tenemos:

)21.4()()(2)()()( 5101 zXzzXzzXzzYzY −⋅⋅+⋅−⋅= −−−

La función de transferencia esta dada por 4.22:

)22.4(121

)()()( 1

105

−

−−

−−⋅+−

==z

zzzXzYzH

Es posible reacomodar la expresión anterior de la siguiente manera

)23.4()1(

)1()( 9

25

−⋅−+

= − zzzzH

Al determinar y graficar los polos y ceros en el plano complejo, figura 4.13, se observa que los polos se ubican dentro del circulo unitario y uno en el límite por lo cual podemos asegurar la estabilidad del filtro

4-17

Los polos del filtro son: 0 (multiplicidad nueve) y 1. Los ceros son (cada uno con multiplicidad dos): 1, 3 + 0.95i, 3 - 0.95i, -0.8 + 0.58i, -0.8 – 0.58i

Figura 4.13 Ubicación de polos y ceros en el plano complejo

El algoritmo de detección consiste de los siguientes pasos:

• Determinar el umbral en amplitud • Muestrear y procesar la señal • Determinar cuando se ha rebasado el umbral en amplitud • Cuando se haya rebasado el umbral en amplitud, esperar un umbral en tiempo • Actualizar el umbral en amplitud de acuerdo a las muestras que se vayan procesando

Umbral en amplitud. Para determinar el umbral en amplitud, primeramente se deben tomar 11 muestras de la señal cardiaca. Una vez hecho esto, se continúan tomando muestras durante 3 segundos buscando el máximo valor de la señal (Figura 4.14b), para ello, a cada muestra que es tomada se le aplica el filtro y(n) y se compara con la señal procesada anterior y(n-1), si y(n) es mayor que y(n-1) se almacena y(n) si no lo es, se continua preservando el máximo valor encontrado hasta entonces. Una vez transcurridos los tres segundos, al máximo valor encontrado de la señal procesada se le multiplica por el factor de proporcionalidad. En este caso el factor de proporcionalidad

4-18

se dejó en 0.45 como se propone en el artículo original. Esta constante obtenida será el umbral en amplitud para las primeras detecciones, figura 4.14c.

a)

b)

c)

d)

Figura 4.14. Determinación de umbral. a) Primeros tres segundos de señal proveniente del convertidor. b) señal procesada por el filtro. c) Cálculo de umbral en amplitud. d) Detección de actividad cardiaca posterior Muestreo, procesamiento de la señal y determinación de rebase de umbral. A partir de que se tiene el primer umbral en amplitud cada muestra leída posteriormente es procesada y comparada contra el umbral en amplitud, si la muestra recién procesada es mayor que el umbral, se determina que existe un complejo QRS, si la muestra procesada no es mayor, se continúan procesando las demás muestras.

4-19

Umbral en tiempo. Cuando se determina que existe un complejo QRS, se activa el umbral el tiempo de 200 ms. Este umbral es controlado por un temporizador, figura 4.14d. Mientras transcurre este tiempo, el procesador continúa tomando muestras y procesándolas, buscando el máximo valor de este segmento, Cuando ha transcurrido el umbral en tiempo, el máximo valor encontrado es almacenado en un arreglo de máximos. Actualización de umbral en amplitud. Se continúa procesando las muestras y determinando la existencia o no de complejos QRS. Cuando se han detectado ocho complejos QRS, se determina el nuevo umbral en amplitud, para ello, se promedian los ocho máximos encontrados durante el umbral en tiempo después de la detección de cada complejo y se multiplican por el factor de proporcionalidad. Este nuevo umbral en amplitud reemplaza al anterior. De esta forma el umbral va adaptándose a la amplitud de la señal conforme ésta va sufriendo cambios. Cuando el marcapasos realiza un estímulo y se detecta actividad cardiaca debido a dicho estímulo, el máximo encontrado durante el tiempo refractario no es tomado en cuenta para la actualización del umbral en amplitud. Se tiene un caso especial de actualización del umbral en amplitud. En caso de que hayan pasado más de ocho segundos sin que se detecte actividad cardiaca, se toma el umbral en amplitud existente y se reduce a la mitad. El diagrama de flujo de la figura 4.15 esquematiza el algoritmo de detección de complejos. Con el reloj y configuración actual del controlador, la rutina que aplica el filtro a la señal muestreada toma 127.5 µs en completarse. Durante la ejecución de esta subrutina, el controlador deshabilita las interrupciones por lo que ninguna puede ser ejecutada mientras se aplica el filtro. La operación de filtrado se realiza manteniendo un buffer implementado con una lista circular con las últimas 10 muestras leídas y el último valor resultado del filtro. Cuando llega la nueva muestra, a la que se aplicará el filtro, se realizan las operaciones definidas por 4-13 con los elementos del buffer requeridos y la última muestra. El valor calculado se almacena sustituyendo al anterior y se almacena en el buffer el valor de la muestra. Cuando el buffer, que puede almacenar 93 muestras, se llena, se hace un intercambio de las últimas 10 últimas muestras a las 10 primeras posiciones de la lista circular y se cambian los índices. Este cambio toma un tiempo de 105 µs. Una vez hecho este cambio la operación continúa en forma normal.

4-20

Figura 4.15. Diagrama de flujo del algoritmo de detección implementado en el dsPI30f4013

Nota: El “tomar” una muestra se refiere a que se genere la interrupción que indica que se ha realizado una conversión analógico digital.

Inicio

Tomar 11muestras

Tomar una muestra

Almacenar umbral en amplitud

Almacenar nuevo umbral en amplitud

Multiplicar máximo valorpor constante de proporcionalidad

Multiplicar promediopor constante de proporcionalidad

Aplicar filtro

¿Es y(n) mayor que y(n-1)?

¿Es y(n) mayor que y(n-1)?

¿Han pasado3 segundos?

¿Han pasado200 ms?

Almacenar y(n)

Almacenar y(n)

Tomar muestra Almacena valor máximo

Tomar muestra

¿Es y(n) mayor que umbral?

¿Hay 8 máximos?

Si

Si

Si

Si

Si

Si

Aplicar filtro

Aplicar filtro

Iniciar espera de 200 ms

Latido detectado

Promediar máximos

1

1

2

1 2

No

No

No

No

No

No

4-21

4.1.2 Algoritmo de control del marcapasos El algoritmo de control del marcapasos realiza las siguiente tareas:

• Inicializa los subsistemas y espacios de memoria del microcontrolador que se utilizarán.

• Aplica el algoritmo de detección de complejo QRS. • Verifica los teclas de controles y actualiza las variables asociadas. • Despliega la información de los controles y detección, estimulación y desconexión.

Inicialización de subsistemas y espacio de memoria. Primeramente se inicializa la pila y el modo de operación del controlador. Posteriormente se inicializan los módulos que se utilizarán: ADC y temporizadores. Se habilitan las interrupciones generales y las de los módulos que vayan a generarlas, se inicializan los registros que almacenarán variables y los registros de memoria que también almacenan variables. Se definen los puertos de entrada – salida. Se inicializa el LCD. Para que el LCD opere es necesario enviar una secuencia de instrucciones donde se configure su funcionamiento, esta rutina es realizada al inicio de operación del marcapasos, una vez que el LCD se encuentra funcionando, se despliega el primer mensaje. Posteriormente se activa el convertidor analógico – digital, el temporizador que controla su operación y el temporizador que lleva la cuenta de los tres segundos donde se busca el máximo para generar el umbral en amplitud. Una vez concluido este tiempo se activa el temporizador que verifica la activación de los controles de frecuencia y amplitud y se despliegan los valores de frecuencia y amplitud en el exhibidor de cristal líquido, finalmente se activa el temporizador que controla la estimulación del marcapasos. Aplicación del algoritmo de detección de complejos QRS. Las muestras que se van adquiriendo se procesan como se describe en el apartado anterior. Cuando se detecta que existe actividad cardiaca se reinicia la cuenta del temporizador de estimulación y se activa el indicador de actividad por un milisegundo. Se busca y almacena el máximo para el posterior cálculo del umbral en amplitud (o cálculo actual si ya hay ocho almacenados), luego se continúa procesando la señal en forma normal. Si se cumple el tiempo del temporizador de estimulación y no se ha registrado actividad cardiaca se genera una interrupción que activa las señales de estimulación por un milisegundo para posteriormente continuar procesando la señal en busca de actividad cardiaca. Mientras el procesador espera a que se muestree la señal, éste entra en modo de bajo consumo de energía, en este modo, el oscilador y todos los subsistemas (que así hayan sido configurados) continúan funcionando, solamente la alimentación es desconectada del CPU, cuando alguna interrupción es generada, el CPU es conectado y continua procesando las instrucciones.

4-22

Verificación de controles y actualización de variables. Cada 200 ms el procesador verifica si el usuario ha modificado los controles de frecuencia, amplitud o modo de funcionamiento. Cuando alguno de estos controles ha sido modificado, el procesador calcula el nuevo valor de la variable que controla el parámetro modificado y lo actualiza. Cuando el display esta apagado, estos controles no pueden ser modificados, lo anterior con el fin de evitar que en forma accidental el usuario los modifique sin que se percate de lo ocurrido. Cuando se pulsa el botón de encendido de LCD, nuevamente es posible modificar los demás controles. Despliegue de información de controles. La información sobre amplitud, frecuencia y modo de estimulación es desplegada en el LCD. Esta información es modificada cada vez que el usuario altera alguno de estos valores. La información sobre estimulación, detección de actividad cardiaca o desconexión de electrodos es mostrada a través de LEDs y se modifica cada vez que ocurre alguno de los eventos mencionados. Con el fin de ahorrar energía, el procesador desactiva la pantalla de cristal liquido después de 10 segundos de que no exista movimiento en los controles del marcapasos. El diagrama de la figura 4.16 representa el diagrama de flujo de la operación del algoritmo del marcapasos. El programa total requirió 1928 bytes para ser implementado, utiliza 268 bytes de memoria RAM, cuatro interrupciones y ocho subrutinas.

4-23

Figura 4.16 Diagrama de flujo de operación del marcapasos.

Inicio

Tomar 10muestras

Inicializa pila y CPU

Tomar una muestra

Inicializa ADC y temporizadores

Almacenar umbral en amplitud

Despliega frecuenciay amplitud

Activa cuenta de estimulación

Activa cuenta de verificación de controles

Almacenar nuevo umbral en amplitud

Multiplicar máximo valorpor constante de proporcionalidad

Multiplicar promediopor constante de proporcionalidad

Aplicar filtro

Inicializa interrupciones

Inicializa registros y memoria

Define puertosde entrada - salida

Inicializa LCD

Activación de ADC

¿Es y(n) mayor que y(n-1)?

¿Es y(n) mayor que y(n-1)?

¿Han pasado3 segundos?

¿Han pasado200 ms?Almacenar y(n)

Almacenar y(n)

Tomar muestra

Activa DAC

Calcular nuevo valor

Reduce umbral en amplitud a la mitad

Indicar estimulación

Aplicar nuevo valor

Aplicar nuevo valor

Activar switches por un ms

Desplegar nuevo valoren LCD

Desactiva DAC

Fin subproceso

Fin subproceso

Fin subproceso

Subproceso: se rebasótiempo de estimulación

Subproceso: cambio decontroles

Subproceso: Actualización de umbral

Tomar muestra

¿Es y(n) mayor que umbral?

¿Hubo estímulo?

Si

Si

Si

Si

Si

Si

Aplicar filtroPoner amplitud en

bus de datos

Determinar controlmodificado

¿Han pasado 8segundos sin detección?

Aplicar filtro

Iniciar espera de 200 ms

Indicar actividad cardiaca por 1ms

Latido detectado

Reinicializa cuentade estimulación

1

1

1

1

1

No

No

No

No

No

No

Almacena valor máximo

¿Hay 8 máximos?

SiSi

Promediar máximos

No

4-24

4.3 Implementación final en circuito El prototipo electrónico fue implementado en una tablilla pre-perforada de 14 X 10.5 cm. En la tablilla se encuentran los circuitos descritos en este capítulo. La imagen 4.17 muestra la tablilla

Figura 4.17 Prototipo. 1) Etapa de acondicionamiento de la señal; 2) Protección contra transitorios; 3)

Etapa de control y visualización; 4) Estimulador; 5) Fuente de energía.

5-1

PRUEBAS Y RESULTADOS

5.1 Generalidades El marcapasos fue sometido a un conjunto de pruebas con el fin de validar su correcto funcionamiento. El primer conjunto de pruebas consistió en simular el algoritmo y algunas etapas del circuito implementado. El siguiente conjunto de pruebas fue la evaluación del marcapaso integral con un simulador de señales de electrocardiograma y con cinco registros de la base de datos MIT-BIH. Las pruebas finales consistieron en probar el desarrollo in vivo. 5.2 Versiones Hasta el momento se han implementado dos diseños del marcapasos. Los cambios entre las versiones han sido principalmente en el circuito, el objetivo ha sido disminuir el consumo de energía. El algoritmo de control se ha modificado en consecuencia de los cambios al circuito, las modificaciones han sido principalmente en los tiempos por el cambio de velocidad de oscilación y en la utilización de modo de bajo consumo de energía. En la primera versión, el microcontrolador funcionaba con uno oscilador externo a 20 MHz. En la etapa de acondicionamiento de la señal el filtro se implementó utilizando dos amplificadores. En la etapa de detección de electrodos desconectados se utilizó una fuente de corriente, un filtro, amplificador de instrumentación y un oscilador a 50 KHz. La alimentación se realizó con dos baterías de nueve volts y se empleó un circuito convertidor DC – DC. El LCD estaba siempre prendido y el algoritmo de control estaba operando permanentemente. Esta versión presentaba el inconveniente de un consumo de energía de alrededor de 150 mA, además de que el desgaste de las baterías era asimétrico, llegando a su voltaje terminal antes, la batería que alimentaba la etapa digital del circuito. El segundo diseño es el que se describe en el presente trabajo. Tiene las ventajas de un menor consumo de energía que se deriva de una operación a menor frecuencia del controlador, utilización de modo de operación de bajo consumo de energía, empleo de un menor número de componentes electrónicos y de una sola batería.

Tabla 5.1 Cambios entre versiones del marcapasos.

Aspecto Cambio Frecuencia de operación: Disminuyó de 20 MHz a 512 KHz. Total de circuitos electrónicos utilizados:

Disminuyó de 15 a 11.

Total de elementos pasivos utilizados:

Disminuyó de 48 a 30.

Subsistemas del microcontrolador Disminuyó de 6 a 5.

5-2

utilizados: Operación de LCD: Cambio de estar siempre encendido

a apagado después de 10 s de inactividad.

Operación del microcontrolador: Cambio de estar siempre activo a entrar en modo de bajo consumo de energía mientras espera.

Baterías utilizadas: Disminuyo de 2 a 1 batería de 9 V. Consumo de energía: Disminuyo de 150 a 10 mA. Autonomía del marcapasos: Aumento de 1 a 12 horas con batería

recargable de Ni-MH de 165 mAh. 5.3 Pruebas de simulación 5.3.1 Circuitos El circuito probado corresponde al filtro. Para su simulación, se implementó el circuito propuesto en la suite Orcad V9, el diseño se realizó en Orcad Capture y la simulación en PSpice. Filtro pasa banda de 17 Hz El resultado de la simulación se muestra en la figura 5.1. La señal de prueba introducida tiene una amplitud de 10 mV en un rango de frecuencia de 1 Hz a 1 KHz. La máxima amplitud en la salida es de 9.8 mV en 17 Hz, las frecuencias de corte se ubican en 9.6 Hz y 30.6 Hz.

Figura 5.1 Respuesta en magnitud de filtro de 17 Hz.

5-3

5.3.2 Algoritmo. El algoritmo, se simuló utilizando las herramientas que Microchip incluye en su suite de desarrollo. Primeramente se digitalizaron 20 segundos de la señal proveniente de un simulador de señal electrocardiográfica. La señal fue digitalizada utilizando el grabador de sonidos de Windows a una frecuencia de 22.050 KHz con resolución de 8 bits monoaural. La señal digitalizada se procesó con el paquete Matlab V5.3 para adecuarla al trabajo con el simulador PIC. La señal se volvió a muestrear a 300 Hz y se normalizo en el rango –2048 a 2047. Posteriormente se convirtió a formato hexadecimal y se generó un archivo de trabajo. Figura 5.2

Figura 5.2 Segmento de señal de trabajo.

El archivo generado se alimentó al simulador MPLABSIM implementado en el programa MPLab V7.4. Con el código final a programarse en el PIC se simuló su respuesta al procesar la señal. Los resultados del proceso se guardaron en otro archivo. Se realizó la simulación con fines de depuración y para observar cuando el algoritmo detectaba actividad cardiaca. La figura 5.3 muestra un segmento de la señal procesada.

5-4

Figura 5.3 Señal procesada por algoritmo de detección.

El cálculo de los tiempos para procesos y rutinas dados en algunas secciones del presente trabajo se obtuvo a partir de la simulación del código. 5.4 Pruebas en laboratorio Una vez implementado el marcapasos, la primera prueba integral consistió en aplicar como señal de entrada un probador de electrocardiógrafos de la marca Nihon Kohden. El probador entrega estímulos cada 1.008 s es decir prácticamente 60 PPM y amplitud de 1 mV. En la prueba se deseaba observar la correcta detección del pulso cardiaco y la señal de estimulación tanto en amplitud como frecuencia. En esta prueba se pudo determinar que la separación entre el pico de onda R y la indicación por parte del marcapasos de que ha habido actividad cardiaca es de 21 ms. Figura 5.4a. Se midió la frecuencia de estimulación para los valores de la tabla 5.2 y se determinó el error porcentual de acuerdo a 5.1. La medición se realizo con los cursores del osciloscopio y visualmente se determinó cuando se ubicaban sobre la señal de interés.

)1.5(100i

im

VVV

Ep−

⋅=

Donde Vm es el valor medido y Vi el valor indicado.

5-5

Se midió también la amplitud de la señal de estimulación sobre una resistencia de 500 Ω y se determinó su error, figura 5.5 y tabla 5.3

a) b)

c)

Figura 5.4 Tiempo de detección. a) Se observan los trazos de la señal de electrocardiograma en la parte superior y en la parte inferior la señal de detección de actividad. b) Se observan los trazos con cursores pará medir la separación entre el pico de la onda y la detección. c) Detección de complejos continuos.

5-6

a) b)

c) d)

e)

Figura 5.5 Señal de estimulación a diversos voltajes. a) 1 volt b) 2 volts c) 3 volts d) 4 volts e) 5 volts.

5-7

Tabla 5.2 Frecuencias de estimulación medidos.

Frecuencia indicada (PPM)

Periodo medido (ms)

Frecuencia calculada (PPM)

Error (%)

30 1980 30.30 1.0140 1480 40.54 1.3550 1190 50.42 0.8460 996 60.24 0.4070 852 70.42 0.6080 744 80.64 0.8090 664 90.36 0.40

100 596 100.67 0.67110 544 110.29 0.26120 500 120 0130 460 130.43 0.33140 426 140.84 0.60150 398 150.75 0.50160 372 161.29 0.80170 350 171.42 0.84180 332 180.72 0.40190 314 191.08 0.56200 300 200 0210 284 211.26 0.60220 272 220.58 0.26230 260 230.76 0.33240 248 241.93 0.80250 240 250 0260 230 260.86 0.33270 222 270.27 0.10280 214 280.37 0.13290 206 291.26 0.43300 200 300 0

Tabla 5.3 Amplitudes de estimulación medidos.

Amplitud indicada (V)

Amplitud medida (Vpp)

Error (%)

1 1 0 2 2.04 2.00 3 3.07 2.33 4 4.10 2.50 5 4.62 7.60

Un segundo conjunto de pruebas consistió en la utilización de los primeros diez minutos de registros de la base de datos MIT-BIH. Cuatro registros que presentaran arritmias fueron seleccionados, convertidos a formato MP3 y grabados en un reproductor portátil de éste tipo de archivos. Estas pruebas fueron realizadas con la segunda versión del marcapasos.

5-8

Los registros se alimentaron al marcapasos y se registró la respuesta de este. Para ello, con ayuda de un polígrafo, se registro la señal después de pasar por el amplificador de instrumentación y el filtro en la etapa de acondicionamiento de la señal del marcapasos. También se registro la señal de detección de actividad cardiaca que genera el marcapasos y la señal de estimulación del marcapasos. Figura 5.6

Figura 5.6 Registro de actividad del marcapasos grabada en un polígrafo. El trazo superior presenta la señal de detección de actividad cardiaca. El trazo de en medio indica la señal de estimulación del

marcapasos. El trazo inferior presenta el electrocardiograma a la entrada del ADC del controlador. En la parte inferior la escala en tiempo en segundos. Se observa que cuando existe retraso en la señal

cardiaca el marcapasos entra en funcionamiento. El polígrafo generó un archivo con las tres señales registradas para cada uno de los registros. Con esta información se analizaron los resultados y se determinó: el número de complejos detectados, el número de estimulaciones realizadas, el periodo promedio entre los latidos detectados, el máximo periodo entre dos latidos consecutivos detectados, el periodo promedio entre latidos detectados y estimulaciones realizadas (es decir el periodo entre latidos con el marcapasos funcionando) y el máximo periodo entre dos latidos consecutivos con el marcapasos funcionando. La tabla 5.4 presenta los resultados obtenidos

5-9

Tabla 5.4 Resultados de pruebas con registros MIT-BIH.

Sin marcapasos Con marcapasos

Registro

Detecciones

Estimulaciones Periodo promedio

Periodo máximo

Periodo promedio

Periodo máximo

106 635 399 0.94 2.27 0.92 1.31119 647 255 0.92 5.45 0.90 1.36208 748 222 0.79 6.13 0.75 1.47221 293 241 1.0 28.18 0.86 1.44

Para los registros 106 y 119, el marcapasos estaba configurado para operar a 65 ppm y para el 208 y 221 a 60 ppm. De la tabla 5.4 es posible determinar que el registro 106 presenta una frecuencia de estimulación promedio de 63.8 ppm y de 65 ppm después de aplicar el marcapasos. El 119 presenta 65 ppm antes del marcapasos y de 66 ppm después de que comienza a operar. Los registros 208 y 221 presentan respectivamente 76 ppm y 60 ppm antes y 80 ppm y 69 ppm con el marcapasos. Se observa también una disminución en el máximo periodo entre latidos en el registro normal y con el marcapasos operando, en todos los registros el periodo disminuyó.

a)

5-10

b)

c) Figura 5.7 Diversos registros. a) Estimulación y detección durante un episodio del registro 208 b) Periodo de 28 s en el registro 221 donde no hay actividad cardiaca, se observa la señal de estimulación del marcapasos c) Registro 208, se observa que algunos escapes ventriculares (sexta onda) no son detectados ya que sufren una atenuación fuerte al pasar por el filtro de la etapa de acondicionamiento de la señal. Ampliando el ancho de banda de dicho filtro es posible que también sean detectados.

5-11

Desconexión de electrodos Esta etapa del dispositivo no funcionó con el diseño propuesto en la primera versión por lo cual fue necesario modificarla. En la segunda versión del marcapasos se implemento la técnica descrita en el capítulo 5 del presente trabajo obteniéndose un correcto funcionamiento. Se conectó una resistencia variable entre las terminales de los electrodos y se varió su resistencia para cada uno de los voltajes de estimulación, se observó cuando se indicaba desconexión de los electrodos y se midió la resistencia del potenciómetro. La tabla 5.5 muestra los resultados obtenidos.

Tabla 5.5 Voltajes y resistencias para el detector de electrodos.

Voltaje de estimulación (V) Resistencia de desconexión (Ω) 1 700 2 2100 3 3300 4 4400 5 5300

Fuente de energía Se utilizó una batería de 9 V recargable de níquel metal – hidruro y con capacidad de 165 mAh. Las baterías se dejaron recargar durante 17 horas. Dos horas después del fin de carga se pusieron a funcionar con el marcapasos. El marcapasos estaba funcionado en modo VVI con una frecuencia de 70 PPM y amplitud de 1 V. En las terminales de los electrodos se conectó una resistencia de 500 Ω. El marcapasos operó durante 12 horas en forma óptima, después de este tiempo aunque la etapa analógica y el controlador continuaban operando, el LCD ya no era capaz de desplegar caracteres.

5-12

5.5 Pruebas in vivo Estas pruebas se realizaron gracias a la colaboración de la MVZ Gabriela Zarco del departamento de farmacología del Instituto Nacional de Cardiología “Ignacio Chávez”. El experimento consistió en probar el funcionamiento del marcapasos en cobayo. Se realizo en dos etapas. Se mencionará la realización de la segunda prueba ya que es la que se tiene documentada. Las pruebas in vivo se realizaron con la primera versión del marcapasos. Originalmente se tenia planteado realizar la prueba en perros pero debido a que actualmente el biotero del Instituto Nacional de Cardiología se encuentra en remodelación no cuentan con estos animales. El cobayo fue anestesiado con pentobarbital sodico (38 mg/kg) y conectado a un respirador artificial durante todo el experimento, posteriormente se expuso el corazón con el fin de aplicar eléctrodos epicardialmente. Los electrodos fueron pequeños alambres en forma de gancho que se fijaron uno (cátodo) cerca del nodo AV y el otro (ánodo) en el ápex del corazón.

Figura 5.8 Preparación del experimento. a) Ubicación de electrodos b) Marcapasos conectado. En el osciloscopio se registró el electrograma (trazo superior en las imágenes). La detección de la actividad cardiaca (trazo de en medio) y la señal de estimulación (trazo inferior) La primer prueba consistió en registrar el funcionamiento de la etapa de detección de actividad cardiaca. La figura 5.9 a) muestra la señal de electrograma a la salida de la etapa de acondicionamiento de la señal. A partir de esta señal y de la ganancia conocida del circuito se determinó la amplitud del electrograma original (pico a pico) que fue de 11.89 mV. En la misma figura se aprecia la señal de detección de actividad cardiaca emitida por el marcapasos. La diferencia entre el pico de la onda R y la señal de detección fue de 15.2 ms. En la figura 5.9 b) se aprecia la detección de actividad cardiaca por parte del marcapasos. La frecuencia del corazón fue de 240 PPM. En esta etapa el marcapasos estaba programado para estimular a 60 PPM con una amplitud de un volt. Al ser la frecuencia del corazón mayor que la del marcapasos, éste no entró en funcionamiento.

5-13

a) b)

Figura 5.9 Electrograma de cobayo. a) actividad cardiaca aislada b) actividad cardiaca a 240 PPM (pulso normal).

Los cobayos tienen un pulso normal de entre 240 y 250 PPM, con el fin de reducir la frecuencia y observar la respuesta del marcapasos se daño el nodo AV del cobayo por lo cual se esperaría que algún foco ectópico en los ventrículos entrará en funcionamiento y se incremento la frecuencia del marcapasos. La figura 5.10 muestra el momento en el que se incrementa la frecuencia del marcapasos a 250 PPM mientras el corazón trabaja con un ritmo de 230 PPM. Se aprecia la morfología “normal” de un complejo QRS. Como aparece el trazo de estimulación y posterior a el, se detecta actividad cardiaca mientras cambia la morfología del trazo del electrograma.

Figura 5.10 Inicio de estimulación.

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Figura 5.11 Inhibición de marcapaso.

La figura 5.11 muestra como cuando aparece un latido normal el marcapasos inhibe el estímulo El tercer trazo de actividad cardiaca surge antes que se cumpla el tiempo de disparo de activación de la estimulación y ésta es inhibida. El cuarto trazo de actividad normal ya tarda más y el marcapasos entra nuevamente en funcionamiento. La siguiente prueba consistió en conectar el detector de desconexión de electrodos (primera versión de esta etapa). Esta etapa no logro funcionar ya que distorsionaba el electrograma, tal como se muestra en la figura 5.12

Figura 5.12 Conexión de circuito para detección de electrodos.

5-15

Figura 5.13 Umbral en tiempo.

La figura 5.13 muestra el funcionamiento del umbral en tiempo. Después de la primera detección de actividad aparece otro pico que podría ser identificado como latido (y tal vez sea algún escape o realmente una contracción sin embargo como aún no se rebasa el umbral en tiempo (hay tres divisiones entre la detección y el pico, es decir 150 ms) la señal no es detectada como actividad. Después de la cuarta y séptima detección ocurren fenómenos similares. El siguiente experimento consistió en variar el umbral de estimulación, para ello se fijó la frecuencia en 170 PPM y se establecieron los voltajes de estimulación en 2, 3 y 4 V, a este voltaje se detuvo el experimento porque cada vez que se estimulaba parecía como si todo el cuerpo del cobayo experimentara la estimulación ya que se presentaban pequeñas sacudidas. En la figura 5.14 a) se muestra la estimulación con 2 V, en b) con 3 V y en c) con 4 V.

5-16

a) b)

c) d)

Figura 5.14 Umbral de estimulación. a) 2 V, b) 3 V, c) 4 V d) Después del experimento a 1 V. Un fenómeno interesante ocurrió al terminar de estimular a 4 V, en el cual el marcapasos dejo de detectar actividad a pesar de que los trazos eran lo suficientemente amplios. Se cree que esta falta de detección ocurrió por el umbral en amplitud adaptativo que alcanzo un nivel alto ya que las señales del corazón presentaban una amplitud considerable. Cuando la actividad eléctrica del corazón volvió a un estado “normal” la detección continuó de manera normal. Las pruebas in vivo demostraron el funcionamiento del marcapasos en seres vivos. Se detectaron algunos errores en el algoritmo de detección de complejos QRS en la etapa de actualización del umbral en amplitud y en el circuito de detección de electrodos desconectados. Ambos cambios se realizaron en la segunda versión del dispositivo. A modo de resumen la tabla 5.6 presenta los diversos elementos componentes del marcapasos, si fueron probados y el resultado obtenido

5-17

Tabla 5.6 Pruebas de elementos del marcapasos.

Etapa Tipo de prueba Resultado

Protección contra desfibrilador No se realizo No existe Acondicionamiento de la señal En laboratorio, in vivo Satisfactorio Detección de electrodos desconectados

En laboratorio Satisfactorio en la segunda versión

Algoritmo de detección de complejo QRS

Simulación, en laboratorio, in vivo

Satisfactorio

Circuito de estimulación En laboratorio, in vivo Satisfactorio Controles y visualización En laboratorio, in vivo Satisfactorio Fuente de energía En laboratorio Autonomía aceptable aún

posible de mejorar.

5-18

6-1

CONCLUSIONES

6.1 Objetivos alcanzados Al inicio de la presente tesis se planteó el objetivo general de diseñar un marcapasos externo a demanda apegado a la normatividad vigente. Como resultado, se ha diseñado un marcapasos externo a demanda que actualmente se encuentra en su fase de primeras pruebas y mejoras. El marcapasos ha presentado hasta ahora buenos resultados tanto en pruebas de laboratorio como en pruebas con animales, si bien tiene aspectos que pueden ser mejorados con el fin de ahorrar energía, espacio y tiempo que conlleven a un mejor desempeño. Se han implementado dos versiones del marcapasos logrando importantes mejoras, en el consumo de energía principalmente, entre la primera versión y el desarrollo actual. Los objetivos particulares planteados al inicio pretendían el diseño de circuitos de acondicionamiento de señal, la implementación de un algoritmo de detección de actividad cardiaca, el diseño de un circuito de estimulación y la realización de pruebas adecuadas. En cuanto a los circuitos de acondicionamiento de señal, éstos han respondido en forma adecuada a las pruebas hasta ahora realizadas, es conveniente ahora evaluar su desempeño bajo condiciones no tan favorables como presencia de ruido o alteraciones en la morfología de las señales. Se evaluaron cuatro algoritmos para detección de complejo QRS, la selección de estos algoritmos se realizó en base a las propuestas hechas por algunos investigadores en conjunto con los resultados reportados en los artículos originales. Finalmente se optó por implementar un algoritmo basado en un filtro derivado a su vez de la transformada wavelet de Haar. El algoritmo es sencillo, rápido y adecuado para implementarse en dispositivos con aritmética de 16 bits. El circuito de estimulación se ha diseñado y probado aunque para que se tenga completa seguridad de su funcionamiento adecuado, es necesario elaborar una metodología del experimento a realizar y determinar mejores métodos de medición. El diseño completo se ha probado hasta la etapa planteada al inicio del presente trabajo, en general se han obtenido resultados alentadores que permiten la mejora en el diseño hasta ahora propuesto. El diseño del marcapasos se realizó teniendo en cuenta y tratando de seguir la normatividad existente para el desarrollo de este tipo de dispositivos con el fin de facilitar su aplicación en el ambiente hospitalario. Sin embargo, para evaluar y determinar que la normatividad se ha seguido adecuadamente es necesario investigar la metodología de evaluación de este tipo de dispositivos. Esta primera aproximación al diseño de marcapasos pretende ser un punto de inicio a partir del cual surjan nuevas mejoras tanto en circuitos de acondicionamiento de la señal y estimulación como en algoritmos para detección de actividad cardiaca en un principio y para el diagnóstico y tratamiento de diversos males cardiacos posteriormente.

6-2

6.2 Trabajo futuro Actualmente el marcapasos puede ser mejorado en una gran cantidad de sus componentes: En primer lugar es necesario ampliar el conjunto de pruebas realizadas buscando la aplicación de señales no tan ideales para probar el desempeño del dispositivo ante este tipo de condiciones. Es posible realizar una mejor evaluación de los umbrales de estimulación a través de la búsqueda de una metodología que permita determinar cuando ocurre la estimulación cardiaca. Aunque se ha logrado una disminución importante en el consumo de energía entre la primera versión y la actual, es necesario realizar modificaciones con el fin de incrementar la autonomía del marcapasos. Estas modificaciones se pueden realizar disminuyendo el voltaje de alimentación del dispositivo en la etapa digital de 5 a 3.3 V. También es posible cambiar el tipo de pilas utilizadas del tipo de 9 V a pilas AA, C ó D ya que este tipo de pilas cuentan con mayor capacidad. Este cambio, requeriría el rediseño de la etapa de estimulación para poder obtener un voltaje mayor que el voltaje de alimentación y el cambio del LCD utilizado por uno que pueda operar con menor voltaje o bien cambiar la forma de visualización de los parámetros del marcapasos. Se requiere añadir circuitos de soporte como limitadores de frecuencia, circuitos de respaldo durante cambio de baterías, además de otros tendientes a automatizar el funcionamiento del marcapasos como determinación y aplicación de umbrales adecuados de estimulación de acuerdo a las características eléctricas del tejido en cada momento dado y determinación automática del nivel de los potenciales medidos del tejido para obtener la ganancia más eficiente posible. Es deseable la evaluación del dispositivo por parte de un laboratorio especializado en la prueba de equipo médico, desafortunadamente no se tienen noticias de la existencia de este tipo de organismos en el país. Por supuesto, está pendiente la evaluación del marcapasos en una forma más completa. En primer lugar es necesario diseñar una metodología de evaluación en la cual puedan ser probadas todas las características del dispositivo en un medio controlado. Posteriormente será necesario evaluar su desempeño bajo condiciones reales de operación, es decir en un medio hospitalario y con pacientes humanos.

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R-4

A1

APÉNDICE A

Diagramas electrónicos A.1 Alimentación

A2

A.2 Acondicionamiento de la señal

A3

A.3 Control y visualización

A4

A.4 Estimulador

A5

A.5 Lista de componentes electrónicos

Parte

Valor

Cantidad

Referencia

Capacitor 0.22 µ 2 C1,C2 Capacitor 10 µ 2 C3,C4 Capacitor 1 µ 1 C5 Regulador de voltaje LM336Z-2.5 2 D9,D13 LED 3 mm 3 D16,D17,D18 Resistencia de precisión ¼ W 5k49 1 R1 Resistencia de precisión ¼ W 36k5 1 R2 Resistencia de precisión ¼ W 71k5 1 R3 Resistencia de precisión ¼ W 80k6 1 R1 Resistencia ¼ W 10k 3 R5, R21, R25 Resistencia variable 10k 1 R9 Resistencia ¼ W 100k 9 R10, R14, R15, R16, R17,

R18, R19, R22,R23 Resistencia variable 100k 1 R6 Resistencia de precisión ¼ W 1M 2 R8, R7 Resistencia ¼ W 1k 4 R11,R12,R13,R26 Resistencia variable 250k 2 R20, R24 Pushbutton 7 SW1, SW2, SW3, SW4,

SW5, SW6, SW7 Amplificador operacional TL062 4 U1, U3, U7, U9 Amplificador de instrumentación AD620 1 U2 Controlador digital de señales DsPI30F4013 1 U4 Exhibidor de cristal líquido 16X2 1 U5 Interruptor analógico DG412 1 U6 Convertidor digital analógico TL7524 1 U8 Supresor de transitorios NTE4915 1 U12 Inversor de voltaje TL7662 1 U22

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APÉNDICE B

Código fuente Se presenta el código fuente del programa final en lenguaje ensamblador para la familia de dispositivos dsPIC30F ;Marcapasos Externo a Demanda ;Huerta Ibarra Israel ;V 2.0 ;1.06.07 ;Registros utilizados como variables, no modificar ;W9 -> Guarda ultimo valor calculado de filtro ;W10 -> Apuntador de buffer ;W11 -> Limite de buffer .include "p30f4013.inc" ;Direcciones .equ DIRBUFINI, 0x0A56 ;Dirección de inicio de buffer para filtro .equ DIRBUFFIN, 0x0B10 ;Direcciòn de fin de buffer para filtro .equ STDIRBUFINI, 0x0B20 ;Localidad almacena dirección de inicio de buffer .equ STDIRBUFFIN, 0x0B22 ;Localidad almacena dirección de fin de buffer .equ DIRFILANTL, 0x0B24 ;Localidad se almacena ultimo valor de filtro calculado Byte bajo .equ DIRFILANTH, 0x0B26 ;Localidad se almacena ultimo valor de filtro calculado Byte alto .equ UAMP, 0x0B28 ;Umbral en amplitud .equ INIBUFFUAMP, 0x0B30 ;Primera dirección de muestras de umbral en amplitud .equ UAMPPOINTER, 0x0B44 ;Apuntador a dirección de muestras de umbral .equ AMPPULSO,0x0B48 ;Memoria Amplitud pulso estimulación .equ FREPULSO,0x0B4A ;Memoria Frecuencia pulsoestimulación .equ BANDERAS,0x0B4C ;Banderas varias .equ DISPLAY,0x0B4E ;Numero que se desplegara en displays .equ CONDISPLAY,0x0B50 ;Contador de ciclos de despliegue de display .equ CICLODISPLAY,0x0B52 ;Ciclo en el que se encuentra el display .equ NUMPTO1,0x0B54 ;Primer numero para display .equ NUMPTO2,0x0B56 ;Segundo numero para display .equ NUMPTO3,0x0B58 ;Tercer numero para display .equ ADC_1,0x0B5A ;almacen ADCBUF1 .equ ADC_2,0x0B5C ;almacen ADCBUF2 .equ ADC_3,0x0B5E ;almacen ADCBUF3 .equ CT_UMBRAL,0x0B60 ;Cuenta de tiempo de actualizaciones de buffer .equ CT_OFF_LCD,0x0B62 ;Cuenta de tiempo para desactivar LCD .equ CT_ELE_DES,0x0B64 ;Cuenta de repeticiones en la que el electrodo esta desconectado .equ BUF_DISPLAY,0x0C00 ;Buffer temporal para datos a desplegar en LCD ;BANDERAS ;Bit 0 -> Se movio frecuencia o amplitud ;Bit 1 -> Modo sincrono o asincrono ;Bit 2 -> Se realizo estimulación para no actualizar umbral ;Bit 3 -> Se ha desbordado una vez el timer 5 ;Bit 4 -> EL LCD Esta apagado ;Bit 5 -> Desconexión de electrodos ;Constantes .equ UTI, 0x068 ;Umbral en tiempo = 200 ms para escalador de 256 .equ NLAT, 16 ;Numero de latidos*2 Para actualizar umbral en amplitud .equ PERIODO, 0x0223 ;Periodo=1.052s, solamente para que funcione con el simulador .equ PASOA, 30 ;Paso para amplitud de pulso .equ PASOF, 5 ;Paso para frecuencia de pulso (PPM)

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.equ N_UMBRAL, 2500 ;Cuenta que indica que no se ha actualizado umbral - Tiempo = Tmuestreo*N_UMBRAL .equ REP_T4, 50 ;Repeticiones de timer 4 para que se apague LCD .equ RET_ED, 3 ;Repeticiones de electrodo desconectado .equ FREC_MIN, 30 ;Frecuencia minima .equ FREC_MAX, 300 ;Frecuencia máxima .equ AMP_MIN, 27 ;Amplitud mínima .equ AMP_MAX, 138 ;Amplitud máxima .equ PTO_DAC, PORTC ;Puerto que controla al DAC .equ PTO_SWITCH, PORTA ;Puerto que controla al swithc .equ PTO_LCD, PORTF ;Puerto que controla al LCD .equ PTO_LEDS,PORTD ;Puerta que controla LEDS .equ LCD_RS, #RF2 ;Pin de control señál RS de LCD .equ LCD_RW, #RF3 ;Pin de control señal RW de LCD .equ LCD_E, #RF6 ;Pin de control señal E de LCD .equ DAC_CS, #RC14 ;Pin de control señal CS de DAC .equ DAC_WR, #RC13 ;Pin de control señal WR de DAC .equ SWITCH_OPEN, #RA11 ;Pin de control señal abrir switch .equ LED_ESTIMULO, #RD0 ;Pin de control señal led estímulo .equ LED_DETECCION, #RD1 ;Pin de control señal led deteccion ;Global Declarations ;Declaraciones para traps que se incluiran .global __reset ;The label for the first line of code .global __OscillatorFail ;Declare Oscillator Fail trap routine label .global __AddressError ;Declare Address Error trap routine label .global __StackError ;Declare Stack Error trap routine label .global __MathError ;Math Error ;Interrupciones .global __ADCInterrupt ;Interrupcion ADC .global __T1Interrupt ;Interrupcion Timer 1 .global __T2Interrupt ;Interrupcion Timer 2 .global __T3Interrupt ;Interrupcion Timer 3 .global __T4Interrupt ;Interrupcion Timer 4 .global __T5Interrupt ;Interrupcion Timer 5 ;============================================================================================= ;Inicio de código .text ;Inicio de secciòn de código ;============================================================================================= __reset: ;============================================================================================= ;Inicio de pila ;Pila inicializada en inicio memoria RAM 0x0800 ;============================================================================================= MOV #__SP_init, W15 ;Initalize the Stack Pointer register MOV #__SPLIM_init, W0 ;Get address at the end of stack space MOV W0, SPLIM ;Load the Stack Pointer Limit register NOP ;============================================================================================= ;Código principal ;============================================================================================= MainLoop: MOV #0x0081,W1 ;Inicializa CPU para operación con enteros MOV W1,CORCON ;============================================================================================= ;Inicialización de modulos ;============================================================================================= ;Inicializando ADC

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MOV #0x0104, W1 ;Las muestras son enteros con signo MOV W1, ADCON1 MOV #0x0000, W1 MOV W1, ADCON2 MOV #0x0100, W1 MOV W1, ADCON3 MOV #0x0009, W1 MOV W1, ADCHS MOV #0xF9FF, W1 MOV W1, ADPCFG MOV #0x0000, W1 MOV W1, ADCSSL ;Inicializacion TIMER 2 = Cuenta de tres segundos, cuenta de 200 ms en umbralen tiempo MOV #0x0030,W0 ;T*256 MOV W0, T2CON MOV #0x061A,W0 ;T = 3s MOV W0, PR2 ;Inicializacion TIMER 3 = Activacion ADC MOV #0x0000,W0 ;T (sin multiplicacion) MOV W0, T3CON MOV #0x01B5,W0 ;Para una muestra MOV W0, PR3 ;Inicializacion TIMER 4 = Sensado de controles MOV #0x0030,W0 ;T*256 MOV W0, T4CON MOV #0x0068,W0 ;Periodo de muestreo = 200 ms MOV W0, PR4 ;Inicializacion TIMER 5 MOV #0x0030,W0 MOV W0, T5CON MOV #0x0003,W0 ;Periodo 5 ms MOV W0, PR5 ;============================================================================================= ;Inicializacion variables ;============================================================================================= CLR CONDISPLAY CLR CICLODISPLAY CLR BANDERAS CLR CT_UMBRAL CLR CT_OFF_LCD CLR CT_ELE_DES MOV #0x003C,W0 ;Periodo = 1.05 s MOV W0,FREPULSO MOV #AMP_MIN,W0 ;Amplitud = 1 V = 25d = 19H MOV W0,AMPPULSO ;============================================================================================= ;Inicialización de interrupciones generales ;============================================================================================= MOV #0x0000, W1 MOV W1, INTCON1 MOV #0x0000, W1 MOV W1, INTCON2 ;Habilita interrupcion de ADC cada vez tomada una muestra BCLR IFS0,#ADIF BSET IEC0, #ADIE MOV #0x7000, W1 ;Prioridad = 7 MOV W1, IPC2 ;Habilita interrupcion TIMER1

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BCLR IFS0,#T1IF BSET IEC0, #T1IE MOV #0x6000, W1 ;Prioridad = 6 MOV W1, IPC0 ;Habilita interrupcion TIMER2 BCLR IFS0,#T2IF ;BSET IEC0, #T2IE ;MOV #0x0200, W1 ;Prioridad 2 ;MOV W1, IPC1 ;Habilita interrupcion TIMER3 BCLR IFS0,#T3IF BSET IEC0, #T3IE MOV #0x5000, W1 ; Prioridad 5 MOV W1, IPC1 ;Habilita interrupcion TIMER4 BCLR IFS1,#T4IF BSET IEC1, #T4IE MOV #0x0010, W1 ;Prioridad 1 MOV W1, IPC5 ;Habilita interrupcion TIMER5 BCLR IFS1,#T5IF BSET IEC1, #T5IE MOV #0x0100, W1 MOV IPC5,W2 IOR W1,W2,W0 ; Prioridad 1 MOV W0, IPC5 ;============================================================================================= ;Inicialización de direcciones y registros varios ;============================================================================================= MOV #DIRBUFINI,W0 MOV W0,STDIRBUFINI ;almacena inicio de buffer MOV #DIRBUFFIN,W0 MOV W0,STDIRBUFFIN ;almacena fin de buffer MOV #DIRBUFINI,W10 ;inicializa puntero de buffer MOV #DIRBUFFIN,W11 ;Limite de buffer CLR DIRFILANTL ;Pone en cero último valor del filtro CLR DIRFILANTH MOV #INIBUFFUAMP, W0 MOV W0, UAMPPOINTER ;============================================================================================= ;Activación de modulos ;============================================================================================= ;Puertos CLR TRISD ;Entradas para botones BSET TRISD,#RD2 BSET TRISD,#RD3 BSET TRISD,#RD8 BSET TRISD,#RD9 ;DAC y LCD CLR.B TRISB CLR TRISA CLR TRISF BSET TRISF,#RF5 BSET TRISF,#RF4 CLR TRISC BCLR PTO_SWITCH, #SWITCH_OPEN ;-----------------------

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;Activar e inicializar LCD ;Dejar pasar 52 ms REPEAT #6935 NOP CALL INIC_LCD ;Rutina que inicializa LCD y despliega primer mensaje ;----------------------- ;Activar ADC BSET ADCON1,#ADON ;----------------------- ;Activa TIMER3 CLR TMR3 BSET T3CON,#TON ;----------------------- ;Activa TIMER2 ;No dejar pasar mas de 5 instrucciones entre esta activaccion y el inicio de codigo CLR TMR2 BSET T2CON,#TON ;============================================================================================= ;Tomar 3 segundos de muestra y encontrar valor maximo para calcular umbral de amplitud ;============================================================================================= ;Toma 11 muestras MOV #DIRBUFINI,W10 ;inicializa puntero de buffer MOV #DIRBUFFIN,W11 ;Limite de buffer MOV #DIRBUFINI+#22,W12 ;Dirección de la 12 muestra (11 leidas) PRE_MAIN_1: CPSEQ W10,W12 GOTO PRE_MAIN_1 MOV #0xF800,W3 ;Mantiene el valor mas alto encontrado ;F800 = -2048 para numeros del convertidor con signo CLR W9 ;Ultimo valor del filtro = 0 para inicializar PRE_MAIN_2: MOV W10,W13 ;W13 Contiene la ultima dirección de apuntador CALL PROC_SAMPLE MOV W9,W1 PRE_MAIN_3: CPSLT W1,W3 MOV W1,W3 CPSEQ W10,W13 GOTO PRE_MAIN_2 BTSS IFS0,#T2IF GOTO PRE_MAIN_3 ;Apaga timer 2 y deshabilita interrupcion BCLR T2CON,#TON BCLR IFS0, #T2IF ;Activa timer4 para actualización de controles CLR TMR4 BSET T4CON,#TON ;Guarda valor maximo en buffer de maximos MOV UAMPPOINTER,W0 MOV W3,[W0] MOV #2,W0 ADD UAMPPOINTER ;Calcula umbral de amplitud para la primera época se almacena en W0 y W1 (residuo division) MOV #45,W2

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MUL.SS W2,W3,W0 MOV #100,W2 REPEAT #17 DIV.SD W0,W2 MOV W0,UAMP ;Almacena umbral en amplitud ;============================================================================================= ;Escribe leyenda el LCD ;============================================================================================= ;Cambio cursor BCLR PTO_LCD,#LCD_RS NOP MOV #0x0080, W0 BSET PTO_LCD,#LCD_E MOV W0,PORTB NOP BCLR PTO_LCD,#LCD_E CALL DELAY_05MS ;Escribe "F: xxx PPM" MOV #BUF_DISPLAY,W0 MOV #'F', W1 MOV W1,[W0++] MOV #':', W1 MOV W1,[W0++] MOV #' ', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'0', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'5', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'7', W1 MOV W1,[W0++] MOV #' ', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'P', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'P', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'M', W1 MOV W1,[W0++] MOV #' ', W1 MOV W1,[W0++] MOV #' ', W1 MOV W1,[W0++] MOV #' ', W1 MOV W1,[W0++] MOV #BUF_DISPLAY,W0 BSET PTO_LCD,#LCD_RS NOP DO #12 , DO_LCD_M3 BSET PTO_LCD,#LCD_E MOV [W0++],W1 MOV W1,PORTB BCLR PTO_LCD,#LCD_E CALL DELAY_05MS DO_LCD_M3: NOP ;Cambio cursor BCLR PTO_LCD,#LCD_RS NOP

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MOV #0x00C0, W0 BSET PTO_LCD,#LCD_E MOV W0,PORTB NOP BCLR PTO_LCD,#LCD_E CALL DELAY_05MS ;Escribe "A: xxx V " MOV #BUF_DISPLAY,W0 MOV #'A', W1 MOV W1,[W0++] MOV #':', W1 MOV W1,[W0++] MOV #' ', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'0', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'0', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'1', W1 MOV W1,[W0++] MOV #' ', W1 MOV W1,[W0++] MOV #' ', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'V', W1 MOV W1,[W0++] MOV #' ', W1 MOV W1,[W0++] MOV #' ', W1 MOV W1,[W0++] MOV #' ', W1 MOV W1,[W0++] MOV #' ', W1 MOV W1,[W0++] MOV #BUF_DISPLAY,W0 BSET PTO_LCD,#LCD_RS NOP DO #12 , DO_LCD_M4 BSET PTO_LCD,#LCD_E MOV [W0++],W1 MOV W1,PORTB BCLR PTO_LCD,#LCD_E CALL DELAY_05MS DO_LCD_M4: NOP ;============================================================================================= ;Inicializa timer de estimulación ;============================================================================================= MOV #0x0030,W0 ;T*256 MOV W0, T1CON MOV #PERIODO,W0 ;T = 1s MOV W0, PR1 ;Reset cuenta activacion umbral CLR CT_UMBRAL ;Reset - activa TIMER1 CLR TMR1 BSET T1CON,#TON ;Activa TIMER 5 ;CLR TMR5 ;BSET T5CON,#TON

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MainLoop2: MOV W10,W13 ;Ultima direccion de dato adquirido ;Ciclo en espera de que se realice una conversión MainLoop_3: PWRSAV #1 CPSNE W10,W13 GOTO MainLoop_3 ;Cuando la conversión se realizo se procesa la señal. CALL PROC_SAMPLE ;Comparacion entre valor calculado y umbral MOV UAMP,W0 ;Umbral MOV W9,W1 ;Valor recien calculado CPSGT W1,W0 GOTO MainLoop_4 ;Salto para cuando no se rebaso el umbral ;Se rebaso el umbral ;DETERMINA MODO SINCRONO O ASINCRONO BTSC BANDERAS,#1 GOTO MainLoop_4 ;Reset - activa TIMER1 CLR TMR1 BSET T1CON,#TON ;Se reinicia cuenta de reduccion de umbral CLR CT_UMBRAL ;SE DETECTO ACTIVIDAD 1ms BSET PTO_LEDS,#LED_DETECCION REPEAT #128 NOP BCLR PTO_LEDS,#LED_DETECCION ;Tiempo refractario, se busca el máximo valor para almacenar en buffer CALL FIND_MAX ;Verifica si hubo estimulaciòn no almacena máximo BTSC BANDERAS,#2 GOTO NO_ST_MAX GOTO SI_ST_MAX NO_ST_MAX: BCLR BANDERAS,#2 GOTO MainLoop2 SI_ST_MAX: ;Guarda valor maximo en buffer de maximos MOV UAMPPOINTER,W0 MOV W3,[W0] MOV #2,W0 ADD UAMPPOINTER ;Verifica si se tienen 8 maximos MOV UAMPPOINTER,W0 MOV #INIBUFFUAMP, W1 ADD #NLAT,W1 CPSEQ W0,W1 ;No se tienen ocho maximos, continua normal GOTO MainLoop2

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;Encuentra nuevo umbral en amplitud CLR B MOV INIBUFFUAMP,W4 MOV #INIBUFFUAMP+2,W8 MOV #1,W5 REPEAT #7 MAC W4*W5,B,[W8]+=2 , W4 ;Division SFTAC B,#3 MOV ACCBL,W3 ;Promedio * 0.45 MOV #45,W2 MUL.SS W2,W3,W0 MOV #100,W2 REPEAT #17 DIV.SD W0,W2 MOV W0,UAMP ;Almacena umbral en amplitud MOV #INIBUFFUAMP, W0 MOV W0, UAMPPOINTER ;Salta a ciclo para latidos normales GOTO MainLoop2 ;No se rebaso el umbral MainLoop_4: ;Regresa a espera de conversión GOTO MainLoop2 ;============================================================================================= ;============================================================================================= ;SUBRUTINAS ;============================================================================================= ;============================================================================================= ;Procesa (aplica filtro) a la muestra apuntada por el puntero de buffer ;Resultado almacenado en W9 ;Utiliza ACCA,W5,W4,W1 PROC_SAMPLE: DISI #20 ;Deshabilita interrupciones por 20 ciclos PUSH W4 PUSH W5 CLR A ;1 Cargar valor anterior a buffer MOV W9,ACCAL ;2 Restar X(1) MOV #1,W5 MOV [W10-22],W4 MSC W4*W5,A ;3 Sumar 2*x(6) MOV #2,W5 MOV [W10-12],W4 MAC W4*W5,A ;4 Restar x(11) MOV #1,W5 MOV [W10-4],W4 MSC W4*W5,A MOV ACCAL,W9 POP W5 POP W4

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RETURN ;============================================================================================= ;Busca el maximo valor procesado en el tiempo refractario ;============================================================================================= FIND_MAX: PUSH W5 PUSH.S ;Carga TIMER2 para umbral de tiempo CLR TMR2 MOV #UTI,W0 ;T = 200ms MOV W0, PR2 BCLR IFS0, #T2IF BSET T2CON,#TON ;Procesar señal y encontrar valor maximo para promedio de nuevo umbral MOV W10,W13 MOV W9,W3 MOV W9,W1 GOTO Find_Max_Loop_6 Find_Max_Loop_5: MOV W10,W13 ;W13 Contiene la ultima dirección de apuntador CALL PROC_SAMPLE MOV W9,W1 Find_Max_Loop_6: CPSLT W1,W3 MOV W1,W3 CPSEQ W10,W13 GOTO Find_Max_Loop_5 BTSS IFS0,#T2IF GOTO Find_Max_Loop_6 ;Apaga timer 2 y deshabilita interrupcion BCLR T2CON,#TON BCLR IFS0, #T2IF MOV W3,W5 POP.S MOV W5,W3 POP W5 RETURN ;============================================================================================= ;Convierte numeros hexadecimal a decimal separado y despliega en LCD ;============================================================================================= DESP_DISPLAY: PUSH.S PUSH RCOUNT CLR CT_OFF_LCD ;Reinicia cuenta de apagado de display MOV DISPLAY,W0 ;Verifica que no sea 0 el numero a convertir CLR W1 CPSEQ W0,W1 GOTO _ConversionDisplayGoto1

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CLR NUMPTO1 CLR NUMPTO2 CLR NUMPTO3 GOTO _ConversionDisplayGoto2 _ConversionDisplayGoto1: MOV #100,W2 REPEAT #17 DIV.S W0,W2 MOV W0,NUMPTO1 ;Aqui esta el primer número (centena) MOV W1,W0 MOV #10,W2 REPEAT #17 DIV.S W0,W2 MOV W0,NUMPTO2 ;Aqui esta el segundo número (decena) MOV W1,NUMPTO3 ;Aqui esta el tercer número (unidad) _ConversionDisplayGoto2: ;Convierte número decimal a ASCII separado MOV #0x0030,W0 ADD NUMPTO1 ADD NUMPTO2 ADD NUMPTO3 ;Termina conversión ;Despliegue ;Posiciona cursor según frecuencia o amplitud ;Cambio cursor MOV #0x0083, W0 BTSS BANDERAS,#0 MOV #0x00C3, W0 BCLR PTO_LCD,#LCD_RS NOP BSET PTO_LCD,#LCD_E MOV W0,PORTB NOP BCLR PTO_LCD,#LCD_E CALL DELAY_05MS ;Despliega numeros BSET PTO_LCD,#LCD_RS NOP MOV NUMPTO1,W0 BSET PTO_LCD,#LCD_E MOV W0,PORTB BCLR PTO_LCD,#LCD_E CALL DELAY_05MS MOV NUMPTO2,W0 BSET PTO_LCD,#LCD_E MOV W0,PORTB BCLR PTO_LCD,#LCD_E CALL DELAY_05MS MOV NUMPTO3,W0 BSET PTO_LCD,#LCD_E MOV W0,PORTB

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BCLR PTO_LCD,#LCD_E CALL DELAY_05MS POP RCOUNT POP.S RETURN ;============================================================================================= ;Despliega modo de operación (sincrono/asíncrono) ;============================================================================================= DESP_MODO: PUSH.S CLR CT_OFF_LCD BTSC BANDERAS,#1 GOTO DESP_MODO_SYNC MOV #'A', W1 BSET BANDERAS,#1 GOTO DESP_MODO_FIN DESP_MODO_SYNC: MOV #' ', W1 BCLR BANDERAS,#1 DESP_MODO_FIN: ;Posiciona cursor MOV #0x00CF, W0 BCLR PTO_LCD,#LCD_RS NOP BSET PTO_LCD,#LCD_E MOV W0,PORTB NOP BCLR PTO_LCD,#LCD_E CALL DELAY_05MS ;Despliega numeros BSET PTO_LCD,#LCD_RS NOP BSET PTO_LCD,#LCD_E MOV W1,PORTB BCLR PTO_LCD,#LCD_E CALL DELAY_05MS POP.S RETURN ;============================================================================================= ;Enciende LCD ;============================================================================================= ;Enciende LCD ENCIENDE_LCD: PUSH.S BCLR PTO_LCD, #LCD_RS MOV #0x000C, W0

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BSET PTO_LCD,#LCD_E MOV W0,PORTB NOP BCLR PTO_LCD,#LCD_E POP.S RETURN ;============================================================================================= Retardo 1 ms ;============================================================================================= DELAY_1MS: PUSH RCOUNT REPEAT #128 ;1ms NOP POP RCOUNT RETURN ;============================================================================================= Retardo 0.5 ms ;============================================================================================= DELAY_05MS: PUSH RCOUNT REPEAT #64 ;0.5 ms NOP POP RCOUNT RETURN ;============================================================================================= ;Inicializa LCD y despliega mensaje ;============================================================================================= INIC_LCD: BCLR PTO_LCD, #LCD_RS NOP BCLR PTO_LCD,#LCD_RW MOV #0x0038, W0 ;8 bits - 2 lineas BSET PTO_LCD,#LCD_E MOV W0,PORTB NOP BCLR PTO_LCD,#LCD_E CALL DELAY_1MS MOV #0x0006, W0 ;Incremento del curso BSET PTO_LCD,#LCD_E MOV W0,PORTB NOP BCLR PTO_LCD,#LCD_E CALL DELAY_1MS MOV #0x000C, W0 ;Prende display, apaga cursor BSET PTO_LCD,#LCD_E MOV W0,PORTB NOP BCLR PTO_LCD,#LCD_E CALL DELAY_1MS MOV #0x0001, W0 ;Limpia display BSET PTO_LCD,#LCD_E

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MOV W0,PORTB NOP BCLR PTO_LCD,#LCD_E CALL DELAY_1MS MOV #0x0002, W0 ;Posicion 0 BSET PTO_LCD,#LCD_E MOV W0,PORTB CALL DELAY_1MS BCLR PTO_LCD,#LCD_E CALL DELAY_1MS ;Cambio cursor BCLR PTO_LCD,#LCD_RS NOP MOV #0x0083, W0 BSET PTO_LCD,#LCD_E MOV W0,PORTB NOP BCLR PTO_LCD,#LCD_E CALL DELAY_1MS ;Escribe "CIC - IPN" MOV #BUF_DISPLAY,W0 MOV #'C', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'I', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'C', W1 MOV W1,[W0++] MOV #' ', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'-', W1 MOV W1,[W0++] MOV #' ', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'I', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'P', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'N', W1 MOV W1,[W0++] MOV #BUF_DISPLAY,W0 BSET PTO_LCD,#LCD_RS NOP DO #8 , DO_LCD_M2 BSET PTO_LCD,#LCD_E MOV [W0++],W1 MOV W1,PORTB BCLR PTO_LCD,#LCD_E CALL DELAY_1MS DO_LCD_M2: NOP ;Cambio cursor BCLR PTO_LCD,#LCD_RS NOP MOV #0x00C4, W0 BSET PTO_LCD,#LCD_E MOV W0,PORTB NOP BCLR PTO_LCD,#LCD_E

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CALL DELAY_1MS ;Escribe "Marcapasos" MOV #BUF_DISPLAY,W0 MOV #'M', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'a', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'r', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'c', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'a', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'p', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'s', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'o', W1 MOV W1,[W0++] MOV #'s', W1 MOV W1,[W0++] MOV #BUF_DISPLAY,W0 BSET PTO_LCD,#LCD_RS NOP DO #8 , DO_LCD_M1 BSET PTO_LCD,#LCD_E MOV [W0++],W1 MOV W1,PORTB BCLR PTO_LCD,#LCD_E CALL DELAY_1MS DO_LCD_M1: NOP RETURN ;============================================================================================= ;============================================================================================= ;Interrupciones ;============================================================================================= ;============================================================================================= .text ;Interrupciones ;============================================================================================= ;Rutina de atención a convertidor ;============================================================================================= __ADCInterrupt: PUSH.S PUSH RCOUNT BCLR IFS0,#ADIF ;Verificar si es desconexion de electrodos BTSS BANDERAS,#5 GOTO _ADCInterruptGoto2 MOV #0x0009, W1 MOV W1, ADCHS MOV ADCBUF0,W0 MOV #0xF821,W1 CP W0,W1

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BRA GT, _ADCInterruptGoto3 INC CT_ELE_DES MOV CT_ELE_DES, W0 MOV #RET_ED,W1 CPSLT W0,W1 BSET PORTF,#RF0 GOTO _ADCInterruptGoto1 _ADCInterruptGoto3: BCLR PORTF,#RF0 CLR CT_ELE_DES GOTO _ADCInterruptGoto1 ;-----Rutina de almacenamiento de muestras _ADCInterruptGoto2: MOV ADCBUF0,W0 MOV W0,[W10++] CPSEQ W10,W11 GOTO _ADCInterruptGoto1 ;Mueve datos a inicio de buffer SUB #22,W10 ;posiciona contador 11 muestras antes MOV #DIRBUFINI,W1 REPEAT #10 MOV [W10++],[W1++] MOV #DIRBUFINI + #22,W10 _ADCInterruptGoto1: BCLR BANDERAS,#5 POP RCOUNT POP.S RETFIE ;============================================================================================= ;Rutina interrupcion timer1 => Estimulacion cardiaca ;============================================================================================= __T1Interrupt: PUSH.S PUSH W13 PUSH RCOUNT BCLR IFS0,#T1IF BSET BANDERAS,#2 NOP BSET BANDERAS,#5 T1Interrupt_9: ;Estimulación cardiaca MOV AMPPULSO, W0 MOV W0,PORTB NOP BCLR PTO_DAC, #DAC_CS

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NOP BCLR PTO_DAC, #DAC_WR NOP BSET PTO_LEDS, #LED_ESTIMULO NOP BSET PTO_SWITCH, #SWITCH_OPEN NOP NOP ;Activa ADC MOV #0x000A, W1 MOV W1, ADCHS NOP NOP BCLR ADCON1,#SAMP ;RETARDO 1 ms REPEAT #128 ;Considerar tiempo de captura de ADC para disminuir y que quede de 1 ms NOP BCLR PTO_SWITCH, #SWITCH_OPEN NOP BCLR PTO_LEDS, #LED_ESTIMULO BCLR PORTF,#RF0 ;Apaga señal de desconectado NOP BSET PTO_DAC, #DAC_CS NOP BSET PTO_DAC, #DAC_WR NOP CLR TMR1 POP RCOUNT POP W13 POP.S RETFIE ;============================================================================================= ;Rutina interrupcion timer2 ;============================================================================================= __T2Interrupt: PUSH.S BCLR IFS0,#T2IF POP.S RETFIE ;============================================================================================= ;Rutina interrupcion timer3, inicio conversión analógica y procesamiento ;============================================================================================= __T3Interrupt: PUSH W0 PUSH W1 BCLR IFS0,#T3IF BCLR ADCON1,#SAMP ;Parte de verificación de actualización de umbral

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INC CT_UMBRAL MOV CT_UMBRAL,W0 MOV #N_UMBRAL,W1 CP W0,W1 BRA GEU, _T3Goto1 GOTO _T3Goto2 _T3Goto1: ;Se rebaso tiempo, reducir umbral CLR CT_UMBRAL MOV UAMP,W1 LSR W1,#1,W0 MOV W0,UAMP _T3Goto2: POP W1 POP W0 RETFIE ;============================================================================================= ;Rutina interrupcion timer4, verificación de controles ;============================================================================================= __T4Interrupt: PUSH.S PUSH RCOUNT BCLR IFS1,#T4IF CLR TMR4 BTSC BANDERAS,#4 GOTO _T4SoloEncender MOV PORTD,W0 BTSC W0,#RD2 GOTO UP_AMPLITUD BTSC W0,#RD3 GOTO DOWN_AMPLITUD BTSC W0,#RD8 GOTO UP_FREC BTSC W0,#RD9 GOTO DOWN_FREC MOV PORTF,W0 BTSC W0,#RF5 GOTO SYNC_ASYNC _T4SoloEncender: MOV PORTF,W0 BTSC W0,#RF4 GOTO ON_LCD BTSC BANDERAS,#4 GOTO _T4Exit1 ;Si no se realizo ningún cambio GOTO _T4InterruptGoto_01 ;============================ UP_AMPLITUD:

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MOV AMPPULSO,W1 ADD #PASOA,W1 MOV #AMP_MAX,W2 CPSLT W1,W2 MOV #AMP_MAX,W1 MOV W1,AMPPULSO MOV #25,W3 MOV W1,W2 REPEAT #17 DIV.U W2,W3 MOV W0,W1 MOV W1,DISPLAY BCLR BANDERAS,#0 CALL DESP_DISPLAY GOTO _T4InterruptGoto_01 ;============================ DOWN_AMPLITUD: MOV AMPPULSO,W1 MOV #PASOA,W2 SUB W1,W2,W1 MOV #AMP_MIN,W2 CPSGT W1,W2 MOV #AMP_MIN,W1 MOV W1,AMPPULSO MOV #25,W3 MOV W1,W2 REPEAT #17 DIV.U W2,W3 MOV W0,W1 MOV W1,DISPLAY BCLR BANDERAS,#0 CALL DESP_DISPLAY GOTO _T4InterruptGoto_01 ;============================ DOWN_FREC: MOV FREPULSO,W1 MOV #PASOF,W2 SUB W1,W2,W1 MOV #FREC_MIN,W2 CP W1,W2 BRA GTU, _T4Interrupt_03 MOV #FREC_MIN,W1 _T4Interrupt_03: MOV W1,W2 MOV W1,FREPULSO MOV #0x7A12,W0 REPEAT #17 DIV.U W0,W2

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CLR TMR1 MOV W0,PR1 ;Aplica nuvo valor al timer MOV FREPULSO,W1 MOV W1,DISPLAY BSET BANDERAS,#0 CALL DESP_DISPLAY GOTO _T4InterruptGoto_01 ;============================ UP_FREC: MOV FREPULSO,W1 MOV #PASOF,W2 ADD W1,W2,W1 MOV #FREC_MAX,W2 CP W1,W2 BRA LTU, _T4Interrupt_02 MOV #FREC_MAX,W1 _T4Interrupt_02: MOV W1,W2 MOV W1,FREPULSO MOV #0x7A12,W0 REPEAT #17 DIV.U W0,W2 CLR TMR1 MOV W0,PR1 ;Aplica nuvo valor al timer MOV FREPULSO,W1 MOV W1,DISPLAY BSET BANDERAS,#0 CALL DESP_DISPLAY GOTO _T4InterruptGoto_01 ;============================ SYNC_ASYNC: CALL DESP_MODO GOTO _T4InterruptGoto_01 ;============================ ON_LCD: CALL ENCIENDE_LCD BCLR BANDERAS,#4 GOTO _T4InterruptGoto_01 ;============================ _T4InterruptGoto_01: NOP INC CT_OFF_LCD MOV #REP_T4, W0 MOV CT_OFF_LCD,W1

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CP W0,W1 BRA GEU, _T4Exit1 CLR CT_OFF_LCD BSET BANDERAS, #4 ;Apaga display BCLR PTO_LCD, #LCD_RS MOV #0x0008, W0 BSET PTO_LCD,#LCD_E MOV W0,PORTB NOP BCLR PTO_LCD,#LCD_E _T4Exit1: POP RCOUNT POP.S RETFIE ;============================================================================================= ;Rutina interrupcion timer5 ;============================================================================================= ;Rutina interrupcion timer5 __T5Interrupt: PUSH W0 BCLR IFS1,#T5IF CLR TMR5 BCLR T5CON,#TON POP W0 RETFIE ;============================================================================================= ;============================================================================================= ;Error traps ;============================================================================================= ;============================================================================================= __OscillatorFail: NOP ;BSET PORTD,#RD8 RETFIE __AddressError: NOP ;BSET PORTD,#RD8 RETFIE __StackError: NOP ;BSET PORTD,#RD8 RETFIE __MathError: NOP ;BSET PORTD,#RD8 RETFIE .end ;End of code in this file

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