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UNIVERSIDAD NACIONAL AUTONÓMA DE MÉXICO FACULTADDEINGENÍERU DISEÑO EIMPLElVIENTACIÓNDE UN OXÍMETRO DE PULSO CON MICR OCONTROLADORPIC18F4550 TESIS QUE PARA OBTENER EL TITULO DE: INGENIÉRO ELÉCTRICO ELECTRÓNICO P R E S E N T A : ALBERTOPAREDES ALVAREZ Director: M.l. Sergio Quintana Thieny CIUDAD UNIVERSITARIA UNAM – Dirección General de Bibliotecas Tesis Digitales Restricciones de uso DERECHOS RESERVADOS © PROHIBIDA SU REPRODUCCIÓN TOTAL O PARCIAL Todo el material contenido en esta tesis esta protegido por la Ley Federal del Derecho de Autor (LFDA) de los Estados Unidos Mexicanos (México). El uso de imágenes, fragmentos de videos, y demás material que sea objeto de protección de los derechos de autor, será exclusivamente para fines educativos e informativos y deberá citar la fuente donde la obtuvo mencionando el autor o autores. Cualquier uso distinto como el lucro, reproducción, edición o modificación, será perseguido y sancionado por el respectivo titular de los Derechos de Autor. Agradecimientos: A la memoria de mi padre Juan Paredes. A mi madre Guillermina por su cuidado y ánimo constante para terminar lo que un día empecé. A mis hermanos por ver su ejemplo de lucha y esfuerzo constante en sus trabajos. A la UNIVERSIDAD NACIONAL AUTONOMA DE MÉXICO, a la FACULTAD DE INGENIERÍA y a cada uno de mis PROFESORES los cuales forjaron al profesionista; de igual manera agradezco al DEPARTAMENTO DE INSTRUMENTACIÓN ELECTROMECÁNICA del INSTITUTO NACIONAL DE CARDIOLOGIA IGNACIO CHAVEZ, por las facilidades prestadas durante la investigación y desarrollo del proyecto, a todas las personas que contribuyeron directa e indirectamente con el mismo y al M. C. Raúl Martínez Memije por su asesoramiento. ÍNDICE 1. INTRODUCCIÓN . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .1 2. ANTECEDENTES GENERALES . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3 2.1 Medición de las constantes vitales para la valoración de pacientes en medicina . . . . . . . . . . . .3 2.2 La oxigenación . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4 2.3 Principio de funcionamiento de los oxímetros de pulso . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .4 2.4 Características y consideraciones de diseño de los oxímetros de pulso . . . . . . . . . . . . . . . . . . .6 2.5 Diagrama general a bloques de un pulsioxímetro . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .7 3. OBJETIVOS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .8 3.1 Objetivo general del trabajo. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .8 3.2 Objetivos específicos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 8 4. MARCO TEÓRICO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9 4.1 Visión general de la circulación, la sangre y la hemostasia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .9 4.2 Hemoglobina y transporte de oxígeno . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10 4.3 Vasos sanguíneos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11 4.4 Pulso y frecuencia cardiaca . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .12 4.5 Hipoxia e hipoxemia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .12 4.6 Forma de onda pletismográfica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .13 4.7 Ley de Beer-Lambert . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13 4.8 Microcontroladores . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .14 5. DISEÑO E IMPLEMENTACIÓN . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .16 5.1 Diagrama a bloques del sistema propuesto . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .16 5.2 Criterios adoptados para el diseño . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16 5.3 Selección de dispositivos a utilizar . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .17 5.4 Infraestructura y recursos. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 19 5.5 Diseño e implementación del circuito. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 19 6. PROTOCOLO DE CALIBRACIÓN Y PRUEBAS. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 28 6.1 Prueba para verificar la variación del parámetro R que determinará el correcto funcionamiento del prototipo. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .28 6.2 Calibración del prototipo: obtención de valores R (proyecto) y %SpO2 (referencia), induciendo hipoxia. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .31 7. RESULTADOS. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .33 8. APORTACIONES Y CONCLUSIONES. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .35 BIBLIOGRAFÍA. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .36 ANEXOS. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . ...i Diagrama de flujo principal. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . ...i Código fuente para compilarse por la herramienta PCW Compilador de C para PICs . . . . . . . . . iii Diagrama esquemático del oxímetro de pulso. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .xi 1. INTRODUCCIÓN La medicina es una ciencia que permite conocer las enfermedades y es un arte que capacita a los médicos para tratar, curar o aliviar al hombre enfermo. El conocimiento del proceso morboso permite establecer la naturaleza y la extensión de sus repercusiones orgánicas y psíquicas en la totalidad del organismo enfermado. Solo así se podrán prescribir las bases de un plan terapéutico, que siempre ha de tender a la erradicación de la enfermedad, o al menos, a suprimir sus manifestaciones, subjetivas u objetivas. El enfermo consulta con su médico porque algo le duele o le molesta; algo que interfiere con su bienestar físico-mental, menoscaba su productividad o hiere su sentido estético. Por ello, toda enfermedad tiene su vertiente personal, síntomas que se exteriorizan por unos síntomas. Pero junto a estos “sentimientos” todo proceso morboso provoca unas alteraciones objetivas o signos que han de ser detectados y evaluados por el médico. Solo después de una cuidadosa interpretación de los síntomas de una enfermedad (sintomatología) y de sus signos (semiología) el médico podrá identificar la enfermedad (diagnóstico), establecer su origen (etiología), analizar el modo cómo la causa morbosa ha obrado sobre el organismo (patogenia) y juzgar la trascendencia quepueda tener para el futuro del individuo afectado (pronóstico) [1]. A diferencia de los primeros cien años de la práctica de la anestesia, durante los cuales el médico dependía fundamentalmente de sus propios sentidos, en los últimos veinte años, el extraordinario progreso de la tecnología en la ingeniería electrónica y digital permite mayor capacidad para el cuidado y medición de la mayoría de las funciones vitales, particularmente en el área de la anestesiología. El origen de la oximetría se remonta al año 1862, cuando el profesor alemán de química aplicada, Félix Hoppe Seyler, acuña el término de hemoglobina (Hb) y reconoce que la sangre oxigenada se puede diferenciar de la no oxigenada. En 1864, George Stokes reporta que la hemoglobina transporta O2 (oxígeno) en la sangre. Robert Bunsen y Gustav Kirchoff, en 1869, construyen el primer espectroscopio y demuestran que cada material tiene un espectro específico. Siete años después, en 1876, Karl von Vierordt usa el espectroscopio para la medición del O2, con la utilización de la transmisión de la luz. En 1935, Karl Matthes, fabrica el primer aparato auricular para medir la saturación de O2 con dos longitudes de onda, roja y verde, por transiluminación de los tejidos. Durante la Segunda Guerra Mundial, Glen Millikan (1942) desarrolla un método óptico destinado a la medición de la saturación de hemoglobina con O2 en pilotos que volaban a grandes alturas, e introduce el término de oxímetro. En 1949, Earl Wood, en la Clínica Mayo, modifica la pieza auricular de Millikan. Aumenta una cápsula de presión con dos ventajas: mayor exactitud y lectura absoluta de saturación de O2. Estos adelantos y modificaciones dan inicio a la oximetría moderna, con Shaw en 1964, quien ensambla el primer oxímetro auricular, autocalibrable, utiliza ocho longitudes de onda, y el método de calentar el lóbulo de la oreja para arterializar los capilares sanguíneos. A pesar de que se convirtió en un modelo clínico y demostró seguridad para la monitorización intraoperatoria, su tamaño, costo y la dificultad del sensor auricular impidieron su aceptación como monitor de rutina. Posteriormente, en Tokio, en 1975, el ingeniero Takuo Aoyagi diseña el primer oxímetro auricular comercial, por el análisis de la absorbancia de la luz pulsátil. Finalmente, en 1980, el anestesiólogo William New desarrolla y distribuye el “oxímetro de pulso”. A partir de 1986, la Sociedad Americana de Anestesiólogos (ASA) apoya el uso de la oximetría de pulso durante todas las anestesias como método para asegurar la oxigenación. En México, la Norma Oficial Mexicana para la práctica de la anestesiología (NOM-170-SSAI-1998), dentro de los lineamientos para el manejo transanestésico, establece vigilar continuamente la saturación de oxígeno mediante la oximetría de pulso en todo procedimiento anestésico [2]. 1 Antes del desarrollo de la oximetría de pulso, los métodos que generalmente se usaban para evaluar la oxigenación de los pacientes eran visuales, por ejemplo, se observaba la palidez o la presencia de cianosis y el análisis de sangre arterial; ambos métodos tienen inconvenientes considerables. La observación directa no es un indicador uniforme ni fidedigno de hipoxia. El análisis de sangre arterial, aunque exacto, es invasivo, costoso y lento, y la oxigenación del paciente puede cambiar antes de que se reciban los resultados de laboratorio; además, esta técnica proporciona solo indicios intermitentes de la saturación de la sangre arterial. Los oxímetros de pulso son muy fáciles de comprender y usar y, aunque no han reemplazado el muestreo de sangre arterial, han reducido la frecuencia de los análisis de gases sanguíneos, con lo cual han eliminado muchos procedimientos costosos de laboratorio. Los oxímetros de pulso monitorean de forma no invasiva la saturación de oxígeno (expresada como porcentaje o en decimales) de la hemoglobina arterial midiendo los cambios de absorción de luz que resultan de las pulsaciones del flujo de la sangre arterial; su uso permite el monitoreo continuo e instantáneo de la oxigenación. Se denomina SaO2 cuando se determina a partir de una muestra de sangre arterial. La mayoría de los oxímetros de pulso también ofrecen otras características de representación visual de los datos, incluida frecuencia de pulso, límites de alarma relativos a la saturación de oxígeno y pletismogramas (gráficos de cálculos análogos o de barras que indican la amplitud del pulso), y diversos mensajes del estado del sistema y de los errores. En los equipos modulares, esta representación visual de datos forma parte del dispositivo principal al cual está conectado el equipo. Las alarmas sonoras generalmente se activan cuando se sobrepasan los límites de la SpO2 o de la frecuencia del pulso, y a menudo el tono que marca cada pulso variará conforme a los cambios de la SpO2. La mayoría de las alarmas sonoras pueden desactivarse manualmente, ya sea momentánea o permanentemente. En el segundo capítulo se verá la importancia que tienen las constantes vitales para detectar o monitorizar problemas de la salud así como el empleo del “Oxímetro de Pulso” en la medicina, también se verán los principios de funcionamiento, características y consideraciones de diseño del sistema, por ser un equipo de instrumentación no invasivo. En el capítulo 3 están los objetivos generales y específicos del proyecto. Para el capítulo 4 se verá la base teórica de la fisiología como son: principales componentes sanguíneos, circulación, pulso, frecuencia cardiaca, forma de onda fotopletismográfica; ley de Beer- Lambert y microcontroladores. En el quinto capítulo se presenta el diseño y la implementación del sistema electrónico tomando en cuenta las características de la señal fisiológica a medir; se hace la designación de los dispositivos a utilizar, en donde se toman en cuenta los criterios para elegir los dispositivos electrónicos, firmware y software de programación; la infraestructura y recursos con que cuenta el departamento de Instrumentación del INCICh (Instituto Nacional de Cardiología Ignacio Chávez). Para el sexto capítulo se presentará un protocolo de prueba para verificar si el sistema esta operando bien, se hará la calibración del prototipo empleando un oxímetro comercial de la marca Nellcor tomando sus valores de saturación y frecuencia cardiaca como valores de referencia. En el capítulo 7 se anotan los resultados del proyecto: se alimenta con 12 V, demanda una corriente de 278 mA, consume una potencia de 3.33 W; % ErrorSpO2 = 5.45 y % ErrorFC = 11.08 2 2. ANTECEDENTES GENERALES 2.1 MEDICION DE LAS CONTANTES VITALES PARA LA VALORACIÓN DE PACIENTES EN MEDICINA El pulso, la frecuencia respiratoria, la presión arterial y la temperatura se consideran los indicadores basales del estado de salud del paciente: por ello se los conoce como constantes vitales. Pueden medirse en fases muy tempranas de la exploración física o integrarse en diferentes partes de ésta. FRECUENCIA RESPIRATORIA La frecuencia respiratoria se determina mediante inspección simple, observando el ascenso y descenso del tórax del paciente y la facilidad o dificultad con que se efectúa la respiración. Se determinará el número de ciclos respiratorios (inspiración y espiración) que se producen en un minuto, para determinar la frecuencia respiratoria. En los lactantes, la elevación y el descenso del abdomen con la respiración facilitan el recuento. Se observarán igualmente la regularidad y el ritmo del patrón respiratorio. PRESION ARTERIAL La medición de la presión arterial es una medida periférica de la función cardiovascular. La medida indirecta de la presión arterial se realiza mediante un estetoscopio y un esfigmomanómetro aneroide o de mercurio. También existen esfigmomanómetros electrónicos, que no precisan el empleo delestetoscopio. El esfigmomanómetro está compuesto por un manguito en cuyo interior se encuentra alojada una cámara inflable, un manómetro y una perilla de goma provista de una válvula de control de presión, con la que se infla y desinfla la cámara del manguito. El esfigmomanómetro electrónico dispone de un sensor de vibraciones que las convierte en impulsos eléctricos. Estos impulsos se transmiten a un dispositivo que los traduce a un valor numérico mostrado en una pantalla digital. Se trata de un aparato relativamente sensible y puede medir al mismo tiempo la frecuencia del pulso. Sin embargo, no proporciona indicación alguna en cuanto a la calidad, el ritmo y otras características del pulso, por lo que no se debe emplear como sustitución de la palpación personal. TEMPERATURA La determinación de la temperatura corporal proporciona con frecuencia una indicación valiosa en cuanto a la gravedad de la patología del paciente. En los casos de infección bacteriana puede constituir el parámetro diagnóstico mas importante, sobre todo en niños de corta edad y pacientes ancianos. La determinación de la temperatura corporal puede realizarse en diversas zonas del organismo, siendo las mas frecuentes la boca, el recto y la axila. Otro lugar que cada vez tiene mas aceptación es la membrana timpánica, que es de fácil y rápido acceso y de naturaleza no invasiva. La determinación electrónica de la temperatura ha hecho disminuir el tiempo necesario para obtener valores precisos [3]. 3 El proceso de tomar mediciones en conjunto favorece al establecimiento de una mayor relación entre las variables obtenidas, su fusión nos ayuda a la valoración veraz y eficaz del paciente, así como también ayuda a identificar alteraciones y tomar los correctivos inmediatos que sean necesarios. Por tanto, el tomar por separado las mediciones clínicas de los signos vitales consume mucho tiempo, las tomas son de carácter subjetivo y carecen de expresión gráfica. 2.2 LA OXIGENACIÓN En el pasado la guía para el anestesiólogo era la coloración de la piel, dentro del campo quirúrgico, se percataba de un episodio de hipoxemia cuando el paciente cambiaba al color cianótico o sangre oscura alertaba al cirujano, y si ninguno se percataba de estos datos, entonces el paciente sufría en la mayoría de los casos un paro cardíaco fatal. Cuando el anestesiólogo tuvo a disposición con la oximetría de pulso para el monitoreo de la oxigenación, se evitaron muchas muertes al detectar de forma precoz la hipoxemia. Después de dos décadas de encontrar en la oximetría de pulso una herramienta para vigilar a los pacientes durante un procedimiento anestésico, aún se discute si la oximetría de pulso en realidad garantiza la seguridad de los pacientes. Pocas investigaciones afirman que la oximetría de pulso puede cambiar el tratamiento pero no cambia la mortalidad. En la práctica diaria la oximetría de pulso ha permitido detectar la desaturación antes que el propio anestesiólogo lo advierta. Es por esto que la lectura del oxímetro de pulso se acompañe de otros medios de monitoreo y no cometer el error de dejar todo el monitoreo de la oxigenación al oxímetro de pulso. En una intubación endotraqueal antes del oxímetro de pulso está el uso correcto del estetoscopio para la auscultación de campos pulmonares, después de marcar 80% de SpO2 proceder a escuchar los campos pulmonares es sólo prolongar el tiempo de daño. Observar el patrón respiratorio, la frecuencia respiratoria, sentir en la bolsa de reservorio resistencia u obstrucción de la vía aérea y auscultación de campos pulmonares, todo acompañado de la oximetría de pulso son las partes que aseguran al paciente y no sólo dejar la seguridad de la oxigenación del paciente al oxímetro de pulso [4]. La oximetría de pulso mide la saturación de oxígeno en la sangre, pero no mide la presión de oxígeno (PaO2), tampoco la presión de dióxido de carbono (PaCO2) o el pH. Por tanto, no sustituye a la gasometría en la valoración completa de los enfermos respiratorios. Sin embargo supera a la gasometría en rapidez y en la monitorización de estos enfermos. Los aparatos disponibles en la actualidad son muy fiables para valores entre el 80 y el 100%, pero su fiabilidad disminuye por debajo de estas cifras. 2.3 PRINCIPIO DE FUNCIONAMIENTO DE LOS OXIMETROS DE PULSO La oximetría de pulso se fundamenta en la espectrofotometría clásica que permite calcular la concentración de una sustancia en solución a partir de su absorción óptica a una longitud de onda determinada; con la Ley de Beer. La sustancia que se esta analizando se ilumina y se mide cuanta absorbe; de tal medida se calcula la concentración. El oxímetro de pulso es un aparato que combina los principios de la oximetría por espectrofotometría y la pletismografía [5]. Se descubrió en la década de 1860 que la sustancia de color, la hemoglobina, transportaba oxígeno. Al mismo tiempo se notó que la absorción de la luz visible por una solución de hemoglobina varió con la oxigenación. Esto es porque las dos formas comunes de la molécula, Oxihemoglobina (HbO2) y la hemoglobina reducida (Hb), tienen significativamente espectros diferentes en el rango de 600 nm a 1000 nm [6], como se muestra en la figura 1. 4 Figura 1: Espectro de absorción de la HbO2 y la Hb para las longitudes de onda de 660 nm y 920 nm [4]. El oxímetro de pulso determina la SaO2 al analizar solo la parte pulsátil (ac), que es la componente de luz transmitida a través de la piel durante la fase sistólica del flujo sanguíneo en el tejido, figura 2. Este enfoque logra la medición del contenido de sangre arterial solamente con dos longitudes de onda. La componente de dc de la luz transmitida, el cual representa la absorción de luz debida al pigmento de la piel y otros tejidos, es usado para normalizar la señal ac. Ha sido desarrollado un oxímetro de reflectancia transcutáneo basado en una técnica pletismográfica similar. La ventaja del oxímetro de reflectancia es que puede monitorear SaO2 transcutáneo en varias partes sobre la superficie del cuerpo (por ejemplo, mejilla, frente y extremidades) que en la oximetría convencional por transmitancia no podría realizarse [7]. Figura 2: El oxímetro de pulso solo analiza la absorción de luz que varía con el tiempo de sangre arterial oxigenada [8]. 5 Absorción debido al tejido Absorción debido a la sangre venosa Absorción debido a la sangre arterial Absorción variable debido al pulso sanguíneo arterial A b so rc ió n Tiempo 2.4 CARACTERISTICAS Y CONSIDERACION DE DISEÑO DE LOS OXIMETROS DE PULSO Por investigaciones realizadas se emplean dos longitudes de onda, una r = 660 nm (luz roja) y otra ir = 940 nm (luz infrarroja). La absorción de luz de las mismas son considerables al hacerse pasar por un elemento constituido por hemoglobina (Hb) y Oxi-hemoglobina (HbO2). Es posible que el sensor pueda moverse súbitamente debido al movimiento inconsciente del paciente haciendo que la forma de la señal fotopletismográfica sea corrompida causando lecturas inválidas, para la solución de este problema se le agrega un filtro paso bajas y un controlador automático de ganancia para posicionar una señal de DC a un nivel de referencia. El sensor debe, en la medida de lo posible, eliminar cualquier luz externa para que no exista interferencia con las fuentes de luz roja e infrarroja. Se pueden hacer pruebas de medición bajo una lámina (para tapar luz externa). Se debe procurar la correcta (libre) circulación de sangre por las arterias, vasos sanguíneos permitiendo que el dedal no presione en demasía el dedo de medición. Es importante que las salidas (forma de la onda fotopletismográfica y valores numéricos) del dispositivo muestren lecturas correctas; por lo tanto el dispositivo deberá tener un código que pueda detectar errores debidosal movimiento. También debe tomarse en cuenta la potencia luminiscente para no calentar el dedo del paciente. Los oxímetros comerciales regularmente tienen un error de +/-2 dígitos en el rango de 70 a 100% en la medición de la saturación de oxígeno y de +/- 3 dígitos en el rango de 20 a 250 lpm (latidos por minuto) [9, 10]. Todos los oxímetros de pulso han sido calibrados empíricamente al desaturar a voluntarios sanos en un rango de oxihemoglobina de 100% al 70%. Al medir oxihemoglobina en numerosos puntos estables dentro de este rango, puede generarse una curva de calibración mediante la recopilación de datos de absorción de ambas longitudes de onda, roja e infrarroja [11]. En la oximetría de pulso, la exactitud de cualquier medida de SpO2 depende de la exactitud de la curva de calibración de los oxímetros. Este enfoque es seguido por la mayoría de fabricantes y la razón detrás al utilizar un procedimiento de calibración in vivo [12]. Los valores de saturación que son desplegados no son instantáneos, son los promedios tomados de 3 a 10 segundos para ayudar a reducir el efecto de las variaciones de la onda de presión debido al movimiento del sujeto [13]; para calibrar a los oxímetros de pulso emplean como referencia a los Co- oxímetros o hemogasómetros como el estándar de oro [14]. 6 2.5 DIAGRAMA GENERAL A BLOQUES DE UN PULSIOXIMETRO Figura 3: Diagrama general a bloques de un oxímetro de pulso empleando el método de transmitancia. La sonda o sensor del oxímetro de pulso, figura 3, se aplica a una región del cuerpo, por ejemplo, a un dedo de la mano o del pie, o a la oreja. La sonda transmite dos longitudes de onda de luz (por ej. 660 nm [roja] y 930 nm [infrarroja]) a través de la piel. Estas longitudes son absorbidas diferencialmente por la oxihemoglobina. El fotodetector al otro lado del tejido transforma la luz transmitida en señales eléctricas proporcionales a la absorción. Luego, las señal entra a una etapa de acondicionamiento para obtener una señal útil, para después ser procesada por el microprocesador del equipo y se obtenga la medición por algún medio de representación visual. El control automático de ganancia controla la intensidad de los LEDs, es requerido para mantener un nivel de DC constante sin importar el grosor del dedo que se le pueda colocar al sensor [15]. Cada pulso de la sangre arterial hace que el lecho capilar se expanda y se relaje. Las variaciones cíclicas resultantes en la longitud de la trayectoria de la luz transmitida permiten al dispositivo distinguir entre la saturación de hemoglobina de la sangre arterial (pulsante) y la de la sangre venosa, y los componentes tisulares porque no hay ningún pulso del tejido circundante y el pulso de la sangre venosa es insignificante. Algunos equipos sincronizan las mediciones de absorción con la onda R de la señal de electrocardiograma (ECG) para detectar artefactos de movimiento (esta técnica impide que las señales extrañas se confundan con las señales de pulso) y algunos tienen memoria para seguir la tendencia de la SpO2 de un paciente a lo largo del tiempo. A fin de reducir las pequeñas variaciones de los valores presentados de saturación de oxígeno y contrarrestar los valores falsos de las formas de onda resultantes de artefactos, los oxímetros de pulso emplean algoritmos para promediar los datos y reconocer los artefactos. 7 Microcontrolador Convertidor A/D Filtro Paso banda Convertidor de corriente a voltaje Filtro Paso bajas Fotodiodo Infrarrojo Rojo Control automático de ganancia Sensor 3. OBJETIVOS 3.1 OBJETIVO GENERAL DEL TRABAJO Desarrollar un sistema electrónico para la medición de la saturación de Oxígeno de la sangre arterial, Frecuencia Cardíaca y graficar la forma de onda fotopletismográfica. 3.2 OBJETIVOS ESPECIFICOS Investigar el principio de funcionamiento y estructura básica de los oxímetros de pulso. Diseñar esquema del oxímetro. Buscar y comparar dispositivos a emplear. Diseñar programa y circuito con las siguientes características: 1. Detección de la señal fotopletismográfica. 2. Control automático de ganancia empleando modulación por ancho de pulso. 3. Obtención en tiempo real del parámetro de referencia. 4. Curva de “calibración” del prototipo empleando un oxímetro de referencia. 5. Algoritmo de detección para obtener la frecuencia cardíaca. 6. Despliegue de señal y valores. Investigar un método práctico de inducción de hipoxia para realizar pruebas. 8 4. MARCO TEORICO 4.1 VISION GENERAL DE LA CIRCULACIÓN, LA SANGRE Y LA HEMOSTASIA La función de la circulación consiste en atender las necesidades del organismo, transportar nutrientes hacia los tejidos del organismo, transportar los productos de deshecho, conducir a las hormonas de una parte del organismo a otra, y en general, mantener un entorno apropiado en todos los líquidos tisulares del organismo para lograr la supervivencia y funcionalidad óptima de las células. Características físicas de la circulación: La circulación, como se ve en la figura 4, está dividida en circulación sistémica y circulación pulmonar. Como la circulación sistémica aporta el flujo sanguíneo a todos los tejidos del organismo excepto los pulmones, también se conoce como circulación mayor o circulación periférica. Figura 4: Distribución de la sangre en los distintos componentes del sistema circulatorio. 9 La principal función de los eritrocitos, también conocidos como hematíes, es transportar hemoglobina, que a su vez transporta oxígeno desde los pulmones a los tejidos. Hemostasia El término hemostasia significa prevención de la pérdida de sangre. Siempre que se corta o rompe un vaso, se llega a la hemostasia por varios mecanismos: 1) el espasmo vascular; 2) la formación de un tapón de plaquetas; 3) la formación de un coágulo sanguíneo como resultado de la coagulación sanguínea, y 4) la proliferación final de tejido fibroso en el coágulo sanguíneo para cerrar el agujero en el vaso de manera permanente [16]. La sangre La sangre está formada por diferentes tipos de células suspendidas en un medio líquido nutriente denominado plasma que circulan por las arterias, los capilares y las venas aportando oxígeno y nutrientes esenciales a los tejidos y retirando anhídrido carbónico y otros productos de deshecho del organismo. Más de la mitad de la sangre está formada por plasma, compuesto principalmente por agua que contiene sales disueltas y proteínas. Una persona adulta tiene alrededor de 4 a 5 litros de sangre (8% del peso corporal) [17]. Por lo tanto la sangre esta compuesta por: Plasma Glóbulos rojos (eritrocitos) Glóbulos blancos (leucocitos) Plaquetas 4.2 HEMOGLOBINA Y TRANSPORTE DE OXIGENO La hemoglobina (Hb) es una proteína globular, figura 5, que está presente en altas concentraciones en los glóbulos rojos y se encarga del transporte de O2 del aparato respiratorio hacia los tejidos periféricos; y del transporte de CO2 y protones (H + ) de los tejidos periféricos hasta los pulmones para ser excretados. Figura 5: El glóbulo rojo contiene a la hemoglobina. Fuente [18] 10 La hemoglobina es una parte del eritrocito (células de la sangre roja) que lleva oxígeno activo, esta compuesto de hierro y 4 cadenas polipeptídicas (grupo de polímeros formados de cadenas largas de amino-ácidos). Cada cadena esta ligada a un átomo de hierro y cada Hb puede llevar 4 moléculas de oxígeno. Cada molécula de oxígeno tiene 2 átomos, así que cada molécula de hemoglobina puede transportar 8 átomos de oxígeno. Si todas las moléculas de hemoglobina estuvieran enlazadas con las moléculas de oxigeno, el total del cuerpo de la hemoglobina se dice estar completamentesaturado (100% saturado).Una vez que el oxígeno ha difundido desde los alvéolos hacia la sangre pulmonar, es transportado hacia los capilares de los tejidos periféricos combinado casi totalmente con la hemoglobina. La presencia de la hemoglobina en los eritrocitos permite que la sangre transporte de 30 a 100 veces más oxígeno de lo que podría transportar en forma de oxígeno disuelto en el agua de la sangre. 4.3 VASOS SANGUINEOS La función de las arterias, figura 6, consiste en transportar la sangre con una presión alta hacia los tejidos, motivo por el cual las arterias tienen unas paredes vasculares fuertes y unos flujos sanguíneos importantes con una velocidad alta. Llevan sangre rica en oxígeno, y según la forma que adopten, o hueso y órgano junto al cual corran, reciben diferentes denominaciones, tales como humeral, renal o coronaria, entre otras. Las arteriolas son las últimas ramas pequeñas del sistema arterial y actúan controlando los conductos a través de los cuales se libera la sangre en los capilares. La función de los capilares consiste en el intercambio de nutrientes, líquidos, electrolitos, hormonas y otras sustancias en la sangre y en el líquido intersticial. Para cumplir esta función, las paredes del capilar son muy finas y tienen muchos poros capilares diminutos, que son permeables al agua y a otras moléculas pequeñas. Las vénulas recogen la sangre de los capilares y después se reúnen gradualmente formando venas de tamaño progresivamente mayor. Las venas funcionan como conductos para el transporte de sangre que vuelve desde las vénulas al corazón; igualmente importante es que sirven como una reserva importante de sangre extra. Estos conductos constan de dos capas, una endotelial y otra formada por fibras elásticas, musculares y conjuntivas. A diferencia de las arterias, sus paredes son menos elásticas, y cada cierta distancia poseen válvulas que impiden que la sangre descienda por su propio peso [16]. Figura 6: Estructura de un vaso capilar. Fuente [19] 11 4.4 PULSO Y FRECUENCIA CARDIACA El pulso puede palparse en diferentes zonas del organismo; sin embargo, el pulso radial es el más empleado como medida selectiva para indicar la frecuencia cardíaca, el número de ciclos cardíacos por minuto. El pulso radial se palpa con los pulpejos de los dedos segundo y tercero en la porción lateral de la cara flexora de la muñeca. No solo se debe contar el número de pulsaciones, sino que también hay que tomar nota de su ritmo, amplitud y contorno [3]. La onda de pulso arterial se produce, como consecuencia de la naturaleza pulsátil del corazón que envía sangre hacia las arterias de forma intermitente. El gasto cardíaco está determinado por el producto del número de latidos por minuto (frecuencia cardíaca) y la cantidad de sangre expulsada en cada sístole (volumen latido) y por lo tanto, todos los mecanismos que provoquen cambios del volumen latido o de la frecuencia cardíaca tienden a modificar el gasto cardíaco. La frecuencia cardíaca es uno de los primeros factores que se modifican para mantener la homeostasis cardiovascular. Los cambios de frecuencia cardíaca son efectivos en el control de la presión arterial, porque normalmente se traducen en cambios proporcionales de gasto cardíaco [21]. 4.5 HIPOXIA E HIPOXEMIA Hipoxia: Disminución en el suministro de oxígeno a los tejidos. Hipoxemia: Contenido bajo de oxígeno en sangre. A continuación se presenta una clasificación descriptiva de las causas de hipoxia: 1. Oxigenación inadecuada de la sangre en los pulmones por causas extrínsecas 2. Enfermedades pulmonares 3. Cortocircuitos desde la circulación venosa a la arterial 4. Transporte inadecuado de oxígeno a los tejidos por la sangre 5. Capacidad inadecuada de los tejidos de utilizar el oxígeno Efectos de la hipoxia sobre el cuerpo. La hipoxia si es lo suficientemente grave, puede producir la muerte de las células de todo el cuerpo, pero en grados menos graves produce principalmente: 1) depresión de la actividad mental, que a veces culmina en el coma, y 2) reducción de la capacidad de trabajo de los músculos [16]. 12 4.6 FORMA DE ONDA PLETISMOGRÁFICA La onda de pulso pletismográfica es una imagen especular de la forma de onda de la intensidad de luz transmitida o reflejada y medida mediante pletismografía fotoeléctrica, figura 7. Figura 7: Forma de onda fotopletismográfica [22]. Dado que la señal pulsátil es la base de la pulsioximetría, la onda de pulso pletismográfica o pletismograma es un parámetro relevante desde el punto de vista del médico [23], este parámetro nos indica: 1. Los cambios en la circulación periférica 2. La amplitud en la onda están relacionados con los cambios en el volumen sanguíneo de los vasos en donde se está realizando la medición 3. La disminución de la amplitud de la onda indicará vasoconstricción, de forma que el médico puede diagnosticar aquellas situaciones que cursen con esta respuesta fisiológica, ej. Miedo, dolor, frío, hipocapnia, uso de vasoconstrictores. 4. Un aumento en la amplitud indicará vasodilatación y se asociará a calor, aumento de temperatura corporal, hipercapnia, ausencia de dolor, etc. 5. La onda pletismográfica nos indicará la efectividad de las contracciones cardiacas, por ejemplo en presencia de distintas arritmias o en la reanimación de una parada cardiaca. 4.7 LEY DE BEER-LAMBERT Durante la absorción, la intensidad de una onda electromagnética incidente es atenuada al pasar a través de un medio. La absorbancia de un medio esta definida como la razón de intensidades absorbida e incidente. La absorción se debe a la conversión de energía lumínica en movimiento térmico o ciertas vibraciones de moléculas del material absorbente. Figura 8. Así pues, la transmitancia (T) de una solución se define como la fracción incidente de luz transmitida por la solución. Se expresa frecuentemente en porcentaje, como se muestra en la ecuación 1: T = I1/I0 (1) Io = Intensidad de luz inicial (incidente). I1 = Intensidad de luz transmitida a través de una muestra. 13 Figura 8: Atenuación de un haz de radiación por una sustancia absorbente [20]. La absorbancia es el logaritmo decimal del inverso de la transmitancia. La ecuación 2 es la siguiente: A = log10(1/T) = –log10(T) = –log(I1/I0) (2) La fracción de luz absorbida en una longitud de onda específica, se denomina absortividad o coeficiente de extinción. La habilidad de un medio para absorber radiación electromagnética depende de un número de factores, principalmente la constitución electrónica de sus átomos y moléculas, la longitud de onda de la radiación, el grosor de la capa absorbente. Dos leyes son frecuentemente aplicadas las cuales describen el efecto de cualquiera de los dos, que son el espesor o la concentración sobre el absorbente, respectivamente. Estos son comúnmente llamados ley de Lambert y ley de Beer [24]. 4.8 MICROCONTROLADORES Un microcontrolador, figura 9, es un circuito integrado que incluye tres unidades funcionales principales de una computadora: Unidad de procesamiento central (UPC), Memoria y Unidades de E/S [25]. Son diseñados para reducir costo económico y el consumo de energía en un sistema en particular. Figura 9: Esquema general de un microcontrolador. 14 Los principales recursos específicos que incorporan los microcontroladores son: Temporizadores o "Timers" Perro guardián o "Watchdog" Protección ante fallo de alimentación o "Brownout" Estado de reposo o de bajo consumo Conversores A/D y D/A Comparador analógico Modulación por ancho de pulso (PWM) Antes de seleccionar un microcontrolador es imprescindible analizar los requisitos de la aplicación, como son: Procesamiento de datos Entrada / Salida Consumo Memoria Ancho de palabraDiseño de la placa (tipo de encapsulado) 15 5. DISEÑO E IMPLEMENTACION 5.1 DIAGRAMA A BLOQUES DEL SISTEMA PROPUESTO Figura 10: Representación a bloques del oxímetro de pulso propuesto. En la figura 10 se observa el sistema compuesto por bloques del oxímetro de pulso, donde cada etapa realiza una función específica, como son: Elemento sensor de la señal fisiológica, en este caso señal de fotopletismografía. Acondicionamiento de la señal para ser procesada por el microcontrolador. Display gráfico para representar la señal fotopletismográfica así como los valores de saturación y frecuencia cardiaca. Circuito de potencia para activar a los LED’s. 5.2 CRITERIOS ADOPTADOS PARA EL DISEÑO Señal fisiológica La señal que deseamos graficar tiene las siguientes características: Señal Amplitud (mV) Rango frecuencial de la señal (Hz) Pletismografía (cambio de volumen) Varia con el órgano* medido dc – 30 * dedos de la mano, lóbulo de la oreja o frente de la cara. Fuente: “Medical instrumentation : Application and design”, fourth edition, John G. Webster. Tabla 1.1 pag. 11 Tabla 1: Características de la señal fotopletismográfica 16 De esta señal se pueden obtener dos parámetros importantes como son: Porcentaje de saturación de oxígeno en sangre arterial (%SpO2) y Frecuencia Cardiaca (lpm: latidos por minuto). Sensor Para poder registrar pletismografía, medir %SpO2 y FC (frecuencia cardiaca), es necesario proveer alguna interfaz entre la extremidad u órgano medido y el aparato de medición electrónico. Se armó el sensor con LEDs comerciales ultra brillantes para percibir las señales con el fotodiodo (obtenido de alguno de varios dedales comerciales que se encontraban averiados), la disposición de los tres dispositivos se hizo de tal modo que el fotodiodo quedara en medio, y los LED s quedaron con una inclinación aproximadamente de 10º para tener señales de magnitud mayor (figura 11). De acuerdo a las características de la señal se tiene que emplear un dispositivo transductor de conmutación rápida, en este caso se emplea un fotodiodo por tener mas rapidez de respuesta en comparación a los fototransistores.Los elementos a utilizar deben poseer características óptimas de operación con la finalidad de hacer una buena adquisición en las medidas; a continuación se dan algunas características consideradas para el diseño: Elementos aceptables en Relación de Rechazo en Modo Común. Dispositivos con alta velocidad de conmutación y conducción. Dispositivos de control confiable. 5.3 SELECCIÓN DE DISPOSITIVOS A UTILIZAR Debido a que existe una gran variedad de chips en el mercado, en cada uno de ellos varían sus características eléctricas, las cuales dependen de la tecnología con que fueron hechos. Para la designación, se realizó una búsqueda de algunos componentes disponibles, se prosiguió a comparar sus especificaciones de funcionamiento y por último elegir los que presentaron mejores recursos de acuerdo a las necesidades. AMPLIFICADOR DE INSTRUMENTACION Ganancia de voltaje (V/V) CMRR (dB) Slew Rate (V/us) Consumo de Potencia (mW) I de alimenta- ción (mA) Precio c/IVA ($) AD524AD[17] 1 – 1000 90-110 5 3.5 290 en AG 19.95 Dlls en JAMECO AD620AN[17] 1 - 10000 73 - 130 1.2 0.9 108 en AG 6.49 Dlls en JAMECO LM725[17] 250 - 3000 94 - 120 0.2 80 – 150 2.6 – 5 39 en AG 1.95 Dlls en JAMECO INA126[17] 5 – 10000 74 - 90 0.4 0.175 2.59 Dlls en JAMECO AD521JD[17] 0.1 - 1000 110 10 5 267 en AG AD623AN[17] 1 - 1000 70 - 110 0.3 0.55 87 en AG 4.25 Dlls en JAMECO 3.96 Dlls en DIGIKEY INA128P[17] 1 - 10000 80 - 130 4 0.7 177 en AG 11.75 Dlls en DIGIKEY AMPLIFICADOR OPERACIONAL CA3193E [17] 110-115 0.25 71 en AG AD711KN[17] AD711JNZ[17] 76 - 88 20 1 2.5 55 en AG 2.66 Dlls en DIGIKEY LF347N [17] 100 13 2 9 en AG 0.75 Dlls en DIGIKEY TL084CN[17] 86 13 7 en AG 0.72 Dlls en DIGIKEY Tabla 2: Comparación de diversos Amplificadores de instrumentación y operacionales. 17 Dlls: dólares CMRR: razón de rechazo en modo común Slew rate: Velocidad de respuesta JAMECO: http://www.jameco.com DIGIKEY: http://www.digikey.com AG: http://www.agelectronica.com TI: http://www.ti.com Los amplificadores se usaran en diferentes configuraciones, como convertidor de corriente-voltaje, seguidor de voltaje, filtros de paso-alta y paso-baja de primer orden, amplificador sumador inversor y no inversor. Los criterios para elegir un Amplificador de Instrumentación en lugar de un Amplificador Operacional en la etapa diferencial, fueron simplemente por sus características eléctricas, como son: 1. Alta Relación de Rechazo en Modo Común, la relación señal a ruido que presenta un Op-Amp es pobre comparado a un amplificador de instrumentación. 2. Alta impedancia de entrada, significa que el voltaje aplicado a la entrada no se ve modificado. Ahora, para seleccionar el amplificador de instrumentación adecuado, se hizo un último cuadro comparativo de tres mismos, (tabla 3) con las características eléctricas necesarias para el sistema. AMPLIFICADOR DE INSTRUMENTACION AD620 INA126 INA128 Ganancia de voltaje Alta Alta Alta CMRR Buena Regular Buena Slew Rate Rápido Lento Mas rápido Consumo corriente Regular Poca Regular Costo Regular Barato Caro Tabla 3: Cuadro comparativo para elegir el Amplificador de instrumentación AD620AN. Se consideró emplear el AD620 por tener una rapidez de respuesta aceptable y ser económico. 18 http://www.jameco.com/ http://www.digikey.com/ http://www.agelectronica.com/ http://www.ti.com/ 5.4 INFRAESTRUCTURA Y RECUROS A continuación se muestra en la tabla 4 el material empleado, herramienta y equipo de medición con que cuenta el laboratorio del departamento de Instrumentación Electromecánica del Instituto Nacional de Cardiología Ignacio Chávez, para llevar a cabo la realización del prototipo. Cantidad Equipo de medición, herramienta y material $ 1 Computadora de escritorio con conexión a internet 1 Software de simulación y debugger MPLAB IDE v8.0 [27] 1 Software de programación PIC-Compiler (PCW) [28] 500 dlls + IVA 1 Kit programador de dispositivos PICKIT 2 55 dlls + IVA 1 Software PROTEL para generar el circuito impreso 1 Tarjeta de desarrollo con micro-controlador PIC18F4550[26, 29] 117.4 (IVA incluido) 1 LCD gráfico y alfanumérico (JHD12864A) [26, 29] 491 (IVA incluido) 3 Protoboards [29] 62.07 + IVA 1 Cable de conexión (RS232-USB) [29] 665.2 (IVA incluido) 1 Osciloscopio (Tektronik TDS3014B) [30] 6,111.04 dlls + IVA 1 Multímetro Fluke 179 [30] 356.03 dlls + IVA Varios Elementos pasivos (resistores, condensadores y fotodiodo) 2 1 LED infrarrojo IR333C [26] y 1 LED rojo XLZE14W [26] 1 Dedal (carcasa) 2 Amplificadores operacionales (TL084) [29] 6.89 + IVA 1 Amplificadores operacionales (TL082) [29] 5.17 + IVA 1 Amplificador de instrumentación (AD620AN) [29] 86.17 + IVA 1 Impresora (HP Laser Laser Jet 1100) 1 Software convertidor USB-Serie (tinybldWin) 2 Reguladores de voltaje LM317T[26, 29] 8.62 + IVA 2 Transistores 2N3904[26, 29] 2.58 + IVA Tabla 4: Recursos e infraestructura, valor aproximado hasta junio de 2011. 5.5 DISEÑO E IMPLEMENTACION DEL CIRCUITO. Una vez que se tienen todos los componentes, así como la idea de lo que se necesita, se procede entonces al diseño esquemático del oxímetro de pulso. El diseño del circuito se realizó paso a paso con la finalidad de llegar al objetivo general, para empezar, se armó el sensor (dedal) en una configuración tal que los LEDs y el foto diodo quedaran alineados en un mismo plano como el mostrado en la figura 11 para utilizar el método de reflectancia.19 Figura 11: Posición del fotodiodo y LED s en el sensor empleando el método de reflectancia. Entrada y circuito de potencia: Para poder obtener primeramente la señal a priori, es necesario generar una fuente de energía, esta se proporciona con una alternada activación de r (longitud de onda de 640 nm) y ir (longitud de onda infrarroja de 940 nm) de cada LED, en la figura 12 se observa que el fotodiodo recibe la energía reflejada y hace la función de transductor, pues convierte energía electromagnética en energía eléctrica (tensión y/o corriente); el transductor se conecta a un amplificador operacional TL084 para utilizarlo como amplificador convertidor corriente-voltaje obteniéndose así una ganancia de transimpedancia; los resistores R15=100 y R16=200 son para ajustar la intensidad de corriente de cada LED y tener a la salida del convertidor un voltaje DC de 2.5 V aproximadamente, se emplearon reguladores de voltaje LM317T para utilizarlos como limitadores de corriente de precisión; los transistores 2N3904 se emplearon como interruptores para activar y desactivar la conducción de corriente en los LEDs. 1 2 3 4 5 6 A B C D 654321 D C B A Title Number Rev isionSize B Date: 14-Jun-2011 Sheet of File: C:\TESIS\OXITES.SCH Drawn By: 3 2 1 4 11 U6A TL0 84 Vin 3 A D J 1 +Vo ut 2 U1 LM3 17T 2N3 904 a NPN 2N3 904 b NPN Vin 3 A D J 1 +Vo ut 2 U2 LM3 17T VCC -VCC R3 100 k R6 2.2M C2 0.47 uF 5 6 7 U6B TL0 84 12 13 14 U6D TL0 84 R15 100 R16 200 R2 1k InfraRojo R1 1k AMPLIFICADOR CON GANANCIA DE TRANSIMPEDANCIA R7820 k 1 2 3 4 5 6 JP2 HEADER 6 VCC FOTODIODO 379 062 ROJO LED INFRA LED VCC Figura No. 12: Circuito de entrada para detectar la señal fotopletismográfica. 20 Como el Amplificador operacional tiene una impedancia de entrada alta, el fotodiodo logra inyectarle poca corriente (del orden de nA) a la entrada inversora, para que a la salida resulte ser una señal de voltaje de signo positivo. En la imagen 1, puede verse que en el canal 1 esta activándose el LED rojo a una frecuencia de 250 Hz, con un ciclo de trabajo de CT = 25%, 2 ms después se activará el LED infrarrojo con el mismo CT que el otro LED para repetirse esta secuencia sucesivamente. La señal a priori (canal 2) es la que se obtiene a la salida del amplificador (convertidor corriente-voltaje), misma a la que se le adapta un filtro paso bajas de 1 er orden con una frecuencia de corte de fc = 7 kHz, por lo tanto en el canal 3 se observa la señal limpia. Imagen 1: Visualización de la señal a priori (canal 2) y su correspondiente señal filtrada (canal 3). A parir de la tabla 1, se elige tomar la frecuencia de muestreo de 250 por ser más de 8 veces la componente de mas alta frecuencia de la señal (fotopletismográfica) continua, cuando otros oxímetros comerciales pueden tomar frecuencias de muestreo de 200 y hasta 2000 [6, 31, 32], cumpliendo el criterio de Nyquist[33]. 21 Acondicionamiento y filtrado de la señal: En esta etapa, primeramente se acondiciona la señal a priori que tiene una componente de DC (alrededor de 2.5 V) y una componente en AC con una amplitud aproximadamente entre 19 y 27 mVpp para r, y de 32 a 43 mVpp para ir, misma que entra a un seguidor de voltaje para evitar caídas de tensión y no perderla, después se emplea un filtro paso bajas de 1 er orden con una frecuencia de corte de fc = 7 kHz para eliminar componentes de frecuencias altas (aquí no importa que el orden del filtro sea mayor porque no se hace análisis espectral de frecuencias), se toma esta frecuencia de corte porque se observó que la señal presentaba ruido indeseable con su componente principal alrededor de los 7.23 kHz y otras armónicas de menor amplitud de mayor frecuencia. Cálculo del valor resistivo R4 para el filtro paso bajas de 1 er orden: kRR kk nFkHz R envaloresdosustituyen Cf R deRdespejando kHzfcon nFCproponeSe RC f departirA com c c c 100 1003.103 )22.0)(7(2 1 :)4( )4...( 2 1 :)3( 7 22.0: )3...( 2 1 : 4 4 1 4 1 La señal filtrada (imagen 1, canal 3) nos va a ser de utilidad por que va a entrar en el pin negativo del amplificador de instrumentación AD620AN [26] con una ganancia de 7 . A partir de la ecuación de ganancia del amplificador de instrumentación obtenida de la hoja de especificaciones, se tiene: kRRDonde k kk G k R G k R deRaDespejando R k G G AI G AI G G G AI 2.8 2.88233 6 4.49 17 4.49 1 4.49 )6...( 1 4.49 :)5( )5...( 4.49 1 5 Se toma esta ganancia máxima GAI = 7 porque la señal que sale del amplificador de instrumentación aún puede verse en el osciloscopio y está dentro del rango dinámico de conversión del convertidor analógico-digital del microcontrolador, esto sucede aún cuando se mantiene en alto y bajo la mano con el sensor colocado en el dedo. 22 La señal que sale del filtro paso bajas entra a un integrador práctico para obtener una señal de DC que detectará los cambios suaves que permitirá dejar pasar frecuencias menores a 0.5 Hz con una ganancia de Gip = -0.39, ya que debido a la resolución de conversión del microcontrolador es de 19.5 (donde 0.0V corresponde a 00hex y 5.0V a FFhex), por lo tanto se procede a calcular la ganancia del integrador práctico Gip: Se propone que a cada incremento o decremento en el ciclo de trabajo ( CT) corresponda al mismo incremento o decremento de 19.5 . En lugar de utilizar en control automático de ganancia (controlando la intensidad de corriente a cada LED) para mantener un voltaje DC a un nivel fijo o de referencia, se emplea la modulación por ancho de pulso donde se mantiene constante la corriente en cada LED; se programa al microcontrolador utilizando interrupciones. Imagen 2: En la gráfica (a) se representa el instante de tiempo en que permanece encendido el LED rojo, en (b) el LED infrarrojo, en (c) representa a la señal de que se ve a la salida del filtro paso bajas, y (d) representa la señal a la salida del integrador práctico que varía conforme aumenta o disminuye el ciclo de trabajo. Donde %CT corresponde a un incremento o decremento en 1%CT. 23 Ya que como máximo puede haber 50 pasos o incrementos en %CT (imagen 2): ( Que corresponde al voltaje máximo cuando se le aplica un 50 %CT para una ganancia de valor desconocida; ahora, si se coloca una R6 del mismo valor que R7=820k , Gip seria igual a la unidad (con valor negativo, por estar desfasada 180º) y el valor máximo sería Vip max= -2.5V (tabla 5). %CT Vip (V) Si Gip 1 = -1 Si Gip 2 = x 0 0 0 25 -1.25 -0.487 50 -2.5 -0.975 Tabla 5: Voltaje a la salida del integrador práctico si Gip 1= -1, dando solo dos valores de 25 y 50%CT Se forma la relación … (8) Haciendo una regla de tres de (8) se obtiene la nueva Gip 2 : Del circuito de la figura 13, se sabe que R7 es un valor fijo, y para obtener R6 se tiene: …(9) Despejando R6 de (9), se obtiene Esta señal que sale del integrador práctico entra a un sumador inversor para obtener una señal de “Vol” (volumen) que corresponde a la “componente fija o de DC” del dedo que comprende a lo que sería el tejido, venas, vasos capilares, hueso y piel. 24 La señal que sale del amplificador de instrumentación entra a un filtro paso altas para evitar y/o minimizar aún más los cambios de la señal de “Vol” con una frecuencia de corte de fc = 0.125 Hz, también esta señal entra a un sumador no inversor para convertirla en una señal útil que llamaremos señal “Foto” (fotopulso) misma que entra a un pin del microcontrolador (canal AN1) para muestrear a una frecuencia de fm = 250 muestras/s, como se puede observar en la figura 13. 1 2 3 4 5 6 A B C D 654321 D C B A Title Number Rev isionSize B Date: 6-Ju l-2011 Sheet of File: C:\TESIS\OXITES.SCH Drawn By: 3 21 4 11 U7A TL0 84 3 2 1 4 11 U6A TL0 84 2N3 904 b NPN Vin 3 A D J 1 +Vo ut 2 U2 LM3 17T VCC -VCC R3 100 k R5 8.2k R6 2.2M VCC POT1 5k 12 13 14 U7D TL0 84 C4 10u F VCC -VCC 5 6 7 U7B TL0 84 R8 1k C2 0.47 uF 5 6 7 U6B TL0 84 10 9 8 U6C TL0 84 C1 0.22 nF R4 100 k 12 13 14 U6D TL0 84 R16 200 Vol R2 1k AMPLIFICADOR CON GANANCIA DE TRANSIMPEDANCIA + IN 3 - IN 2 RG1 8 RG2 1 + V C C 7 -V C C 4 OUTPUT 6 R 5 AI AD6 20AN R7820 k R11 1k POT2 10k -VCC C3 10u F 10 9 8 U7C TL0 84 R101k VCC -VCC -2.08 V 2.78 V RB2 RB4 RB5 VCC Reset 0.1u F R21 100 R20 10K U4PUSH VCC R23 1k R20 1k R21 1k R22 1k 2.54 V C5 0.47 uF R23 2.6M VCC -VCC Foto 3 2 1 8 4 U8A TL0 82 5 6 7 U8B TL0 82 FILTRO P ASO BAJAS AMPLIFICADOR DE INSTRUMENTACION FILTRO P ASO ALTAS INTEGRADOR PRACTICO SUMADOR INVERSOR SUMADOR NO INVERSOR Figura 13: Etapa de acondicionamiento de la señal para ser procesada por el microcontrolador. Cálculo del valor resistivo R23 (circuito de la figura 13) para el filtro paso-altas de 1 er orden: MRR MM uFHz R envaloresdosustituyen Cf R deRdespejando Hzfcon uFCproponeSe RC f departirA com c c c 6.2 6.27.2 )47.0)(125.0(2 1 :)11( )11...( 2 1 :)10( 125.0 47.0: )10...( 2 1 : 23 23 5 23 23 5 5 25 En la imagen 3 se puede observar la señal “Foto”, en donde se cierra la escala de tiempo a 200 en el osciloscopio para alcanzar a apreciar dos pulsos de la señal fotopletismográfica. a) b) Imagen 3: (a) Señal “Foto” (canal 3) captada por el osciloscopio, mientras que en (b) se hace un dibujo representativo de la señal “Foto” para explicar que están presentes las dos señales fotopletismográficas, una (debiba a r) ligeramente mas arriba con una amplitud menor y otra (debida a ir) con una amplitud aproximadamente de 510mV. 26 Microcontrolador: Aquí se programa al PIC18F4550 para generar dos señales cuadradas a una frecuencia de 250 Hz, que controlará el CT (ciclo de trabajo) y activará a los LED s alternadamente, como se muestra en el circuito de la figura 14. 1 2 3 4 5 6 A B C D 654321 D C B A Title Number Rev isionSize B Date: 9-Feb-2011 Sheet of File: G:\TESIS\DISEÑO1.SCH Drawn By: OSC 2 OSC 1 Foto Vol Infra Rojo RB5 RB4 RB0 RB1 RC0 RD5 RD6 RD7 RD2 RD3RD0 RD1 MCLR/VPP/THV 1 RAO/ANO 2 RA1 /AN1 3 RA2 /AN2/VREF- 4 EA3 /AN3/VREF+ 5 RA4 /TOCKI 6 RA5 /AN4/SS 7 REO/RD/AN5 8 RE1 /WR/AN6 9 RE2 /CS/AN7 10 VDD 11 VSS 12 OSC1/CLKIN 13 RB7 /PGD 40 RB6 /PGC 39 RB5 38 RB4 37 RB3 /PGM 36 RB2 35 RB1 34 RB0 /INT 33 VDD 32 VSS 31 RD7 /PSP7 30 RD6 /PSP6 29 RD5 /PSP5 28 RD4 /PSP4 27 RC7 /RX/DT 26 RC6 /TX/CK 25 RC5 /SDO 24 RC4 /SD1/SDA 23 RD3 /PSP3 22 RD2 /PSP2 21 OSC2/CLKOUT 14 RC0 /T1OSO/T1CKI 15 RC1 /T1OS1 /CCP2 16 RC2 /CCP1 17 RC3 /SCK/SCL 18 RDO/PSP0 19 RD1 /PSP1 20 U3 PIC1 8F4550 RB2 C7 0.1u F VCC VCC RD4 C6 27p F OSC 2 MCLR Rojo Infrarrojo Figura 14: Microcontrolador que genera dos señales cuadradas, realiza muestreo y envía información al display gráfico. Despliegue de la señal de fotopletismográfica, %SpO2 y FC: Se emplea un display gráfico de 128x64 pixeles modelo JHD12864A que es conectado al microcontrolador para enviar la señal de fotopulso en línea y mostrar los valores numéricos, figura 15. 1 2 3 4 5 6 A B C D 654321 D C B A Title Number Rev isionSize B Date: 9-Feb-2011 Sheet of File: G:\TESIS\DISEÑO1.SCH Drawn By: 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15 16 17 18 19 20 JP1 20PIN POT3 1k RB2 RB4 RB5 RD0 RD1 RD2 RD3 RD4 RD5 RD6 RD7 RB0 RB1 RC0 VCC VCC Figura 15: Diagrama esquemático que representa al conector del display gráfico y pines conectados al PIC. 27 6. PROTOCOLO DE CALIBRACION Y PRUEBAS 6.1 PRUEBA PARA VERIFICAR LA VARIACION DEL PARAMETRO R QUE DETERMINARA EL CORRECTO FUNCIONAMIENTO DEL PROTOTIPO En el presente capítulo se dará el orden y la forma en que se realizaron los ajustes y pruebas, así como los equipos de medición, herramientas y equipos auxiliares necesarios para cada uno de estos. Un parámetro importante para observar la correcta operación del prototipo, al cual le llamaremos valor R, se obtendrá al agregarle al código fuente (programa principal) un algoritmo de cálculo, se compilará y cargará el programa al microcontrolador. El proceso de obtención del valor R se explica a continuación: Condiciones iniciales: Ractual-1=1, Ractual-2=1, Ractual-3=1 y Ractual-4=1 Después entra a un loop infinito para actualizarse constantemente el valor R, actualactual actualactual actualactual actualactual actualactualactualactualactual prom actual actual RR RR RR RR asídoactualizanvansevaloresloscorriendoestaseprogramaelConforme RRRRR R enRdoSustituyen irir rr R calculaSe irdemínimovalorir irdemáximovalorir valoresobtienensearreglodelmuestras rdemínimovalorr rdemáximovalorr valoresobtienensearreglodelmuestras De 1 12 23 34 4321 minmax minmax min max min max :, )13( 5 )13( )12( : : : 22376 : : 21376 : El valor que nos interesa es por lo tanto: R = Rprom Las 376 muestras del arreglo1 corresponden a los datos obtenidos de la señal útil producidos por r, de igual manera se obtuvieron las 376 muestras del arreglo2 correspondientes a ir. Para obtener estos valores R, se requirió de estar conectado el dedal a un sujeto sano. Se realiza el promedio móvil de 5 valores, es decir, un valor actual mas cuatro valores anteriores, con el fin de evitar y/o minimizar dispersión entre los mismos. 28 El material que se empleó para realizar esta prueba fue: 1 display (SED1278F) de prueba para desplegar el valor R. 1 mascarilla 1 bolsa flexible de 6 ó mas litros de capacidad Las condiciones bajo las cuales se realizó esta prueba son las siguientes: 1- Se deja fijo el ciclo de trabajo a 25 % 2- Frecuencia de operación de cada LED: 250 Hz 3- Técnica de inducción de hipoxia (ligeramente modificada) empleada por Rebuck [34, 35] y compañía, imagen 4. Imagen 4: Técnica empleada para inducir hipoxia progresiva. Con el sensor colocado en el dedo índice de la mano y encendido el prototipo, con una videocámara se pone a grabar el conjunto de valores R y enseguida se coloca la mascarilla como se muestra en imagen 4 para causar hipoxia progresiva (la respiración debe ser espontánea), se quita la mascarilla hasta que el sujeto de prueba lo soporte o antes de que empiece a sentir estragos (mareo), tomando dos o tres inspiraciones/exhalaciones para recuperarse; nuevamente se coloca la mascarilla para repetir la prueba. Los datos de R se almacenaron y graficaron en Excel 29 En la gráfica 1 se muestra la variación del parámetro R conforme se induce hipoxia progresiva a un sujeto sano, estos valores calculados por el microcontrolador se obtienen cada 1.5 s. Gráfica 1: Valor R (adimensional) que aumenta conforme disminuye el nivel de saturación de oxígeno, se realizó dos veces la prueba para verificar su correcta operación; el microcontrolador envía este valor cada 1.5 s. Como se puede ver, se confirma que el parámetro R va aumentando conforme existe una disminución de saturación de oxígeno, esta prueba se repitió 2 veces para asegurar repetitividad. 30 6.2 CALIBRACION DEL PROTOTIPO: OBTENCION DE VALORES R (PROYECTO) Y %SpO2 (REFERENCIA), INDUCIENDO HIPOXIA En esta prueba se va a utilizar un oxímetro comercial de la marca NELLCOR modelo N-595, donde sus medidas servirán como valores de referencia para poder obtener una curva de “calibración” ya que actualmente no existe un método de calibración estándar o universal más que métodos empíricos [36] y cada fabricante de oxímetros de pulso emplea supropio método y curva de calibración [37]. Se registran ambos de valores de R y SpO2, una vez guardados estos datos en una tabla se podrán graficar el comportamiento de ambas muestras conforme se induce hipoxia 3 veces consecutivamente. En la gráfica 2 se muestran los valores de %SpO2 normalizados y los valores de R adimensionales, estos valores se obtienen cada 1.5 s. Gráfica 2: Muestras en el tiempo de la Saturación de Oxígeno (puntos de color negro) en unidades normalizadas y R (puntos de color gris) adimensional. 31 Para obtener la gráfica 3, que corresponde a la curva de “calibración”, se procedió realizar el promedio de varios valores de R cuando el oxímetro de referencia marcaba un valor %SpO2. Curva de "calibración" 70 75 80 85 90 95 100 0.7 0.75 0.8 0.85 0.9 0.95 1 1.05 1.1 1.15 1.2 R % S p O 2 Gráfica 3: Curva de “calibración” obtenida al registrar de ambos equipos los valores R y %SpO2. 32 7. RESULTADOS En la imagen 4 se muestran los displays gráficos de cada saturómetro (referencia y prototipo), de esta manera se obtuvieron de manera simultánea los valores de saturación de oxígeno y frecuencia cardiaca. Imagen 4: En la parte superior se muestra el display del oxímetro de referencia, de la marca Nellcor modelo NPB-195; abajo se muestra el display del prototipo. Gráfica 3: Pares de valores de saturación (%SpO2) obtenidos conforme se induce hipoxia 33 Grafica 4: Comparación de medidas de frecuencia cardiaca entre el oxímetro de referencia y el prototipo. En la tabla 6 se muestra el consumo que presenta el prototipo estando bajo funcionamiento. Ialim (mA) 278 Valim (V) 12 Pconsumo (W) 3.33 Tabla 6: Tabla de resultados. Vemos en la tabla 7 los porcentajes de error en Saturación y frecuencia cardiaca, estos se obtienen al tomar como referencia los valores del oxímetro de pulso comercial (Marca: Nellcor. Modelo: NPB- 195) % errorSaturación de oxígeno 5.45 % errorFrecuencia cardiaca 11.08 Tabla 7: Resultados de los porcentajes de error 34 8. APORTACIONES Y CONCLUSIONES Se diseñó y se implementó un oxímetro de pulso que además de medir la saturación obtiene la medida de la frecuencia cardiaca y visualización de la señal fotopletismográfica en tiempo real. Con la última prueba realizada para verificar las mediciones de saturación del prototipo, no se alcanzó una buena precisión por cuestiones de resolución del convertidor analógico/digital del microcontrolador y también, cada vez que se mandaba a graficar una línea al display gráfico había pérdida de 2 muestras de 10. Se estima poder optimizar el código del programa para tener medidas precisas. En lugar de utilizar un Co-oxímetro (analizador de gases sanguíneo que es considerado como el estándar de oro), para hacer la calibración, por cuestiones de tiempo, dinero, espacio y personas, se empleó un oxímetro comercial de referencia. Si se hubieran mantenido por más tiempo los niveles de SpO2 en el proceso de inducir hipoxia se podrían haber obtenido lecturas más cercanas a las medidas de referencia. Contando con recursos como material, herramienta, equipo, fuentes de información e infraestructura, se procedió a la investigación, después al diseño y pruebas del circuito por etapas del proyecto; aquí se hicieron las preguntas: ¿A dónde se quiere llegar o qué es lo que se quiere obtener?, y después, ¿Qué se necesita y con qué se cuenta? Gradualmente tenderán a encontrarse estos equipos de monitoreo en cada hogar con un sistema integrado de monitorización vía inalámbrica, ya que algunos pacientes tienen la dificultad de trasladarse a los centros de salud. 35 9. BIBLIOGRAFIA [1] “El gran libro de la salud”: Enciclopedia médica de Selecciones del Reader’s Digest. [2] López Herranz, G. Patricia. “Oximetría de pulso: A la vanguardia en la monitorización no invasiva de la oxigenación”. 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Vol >= 131? inc CT dec CT si no si no si si si no no si si no si no a b c no no Retardo 250 ms Continuación del diagrama de flujo. ii rm = mir irm = miir inc j inc pto array2[j] = read_adc miir > array2[j] ? miir = array1[j] irmi = miir mair < array2[j] ? mair = array1[j] irma = mair j < 376 ? Graficar en el panel una línea pequeña que represente parte de la señal fotopletismográfica si no si no si no a cy = array1[j]+array2[j]-rm-irm Calcular Frecuencia Cardiaca b u = 0.7*(mar+mair-mir-miir) Obtén valor R Obtén valor %SpO2 Desplegar los 2 valores c CODIGO FUENTE PARA COMPILARSE POR LA HERRAMIENTA PCW COMPILADOR DE C PARA PIC S #include < DISPLAY R.h> // Convertidor AD de 8 bits y habilitación de fusibles #define FAST_GLCD // Para hacer mas rápido el despliegue de la señal fotopletismográfica #include <HDM64GS12d.c> // Librería para iniciar, actualizar y limpiar el LCD Gráfico #include <graphicsd.c> // Librería que tiene funciones para trazar líneas, círculos, rectángulos y texto #include <math.h> // Librería que contiene funciones matemáticas #include <Reg4550.c> // Todos los registros de memoria del PIC18F4550 #define LR PIN_E0 #define LIR PIN_E1 #define SAL PIN_E2 int c1,cont,DJ,CT,SpO2,pto; //cont: contador para determinar el ciclo de trabajo para cada LED a una frec. de 250 Hz. unsigned long c2,FC,F0,F1,F2,F3,F4; unsigned int mar,mir,mair,miir,rm,irm,cy,cya,crdy,u,cx,cxa; float R,R0,R1,R2,R3,R4,rma,rmi,irma,irmi; void dsplyV() //Función que despliega el valor de % de saturación en el LCD grafico. { char undd1[] = "SpO2"; char undd2[] = "lpm"; char res[]; sprintf(res,"%u%% %lu",SpO2,FC); glcd_text57(0,0,res,2,ON); //despliega en el display el valor obtenido de Res glcd_text57(41,8,undd1,1,ON); glcd_text57(101,8,undd2,1,ON); } Psat() // Función que devuelve el %SpO2 dependiendo del valor R { if(R>0.46) {if(R>0.55) {if(R>0.63) {if(R>0.69) {if(R>0.75) {if(R>0.80) {if(R>0.85) {if(R>0.89) {if(R>0.92) {if(R>0.95) {if(R>0.98) {if(R>0.99) {if(R>1.01) {if(R>1.03) {if(R>1.05) {if(R>1.06) {if(R>1.07) {if(R>1.08) {if(R>1.09) {if(R>1.10) {if(R>1.11) {if(R>1.12) {if(R>1.125) {if(R>1.13) {if(R>1.14) {if(R>1.15) {if(R>1.16) {if(R>1.17) {if(R>1.175) {if(R>1.18) {if(R>1.19) {char fdr[] = "Fuera de rango"; glcd_text57(20,20,fdr,1,ON);} SpO2=70; return(SpO2);} iii SpO2=71; return(SpO2);} SpO2=72; return(SpO2);} SpO2=73; return(SpO2);} SpO2=74; return(SpO2);} SpO2=75; return(SpO2);} SpO2=76; return(SpO2);} SpO2=77; return(SpO2);} SpO2=78; return(SpO2);} SpO2=79; return(SpO2);} SpO2=80; return(SpO2);} SpO2=81; return(SpO2);} SpO2=82; return(SpO2);} SpO2=83; return(SpO2);} SpO2=84; return(SpO2);} SpO2=85; return(SpO2);} SpO2=86; return(SpO2);} SpO2=87; return(SpO2);} SpO2=88; return(SpO2);} SpO2=89; return(SpO2);} SpO2=90;
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