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INSTITUTO TECNOLÓGICO Y DE ESTUDIOS 
SUPERIORES DE MONTERREY 
 
CAMPUS MONTERREY 
 
 
PROGRAMA DE GRADUADOS DE TECNOLOGÍAS DE 
INFORMACIÓN Y ELECTRÓNICA, 
 
 
 
DISEÑO DE UN CONTROL MIOELECTRICO DE UNA ELECTROLARINGE 
 
 
TESIS 
 
PRESENTADA COMO REQUISITO PARCIAL PARA OBTENER EL GRADO 
ACADEMICO DE: 
 
MAESTRÍA EN CIENCIAS EN INGENIERIA ELECTRONICA 
ESPECIALIDAD EN SISTEMAS ELECTRONICOS 
 
 
POR: 
 
ING. JULIA ABRIL SAENZ FRIAS 
 
 
 
 
MONTERREY, N.L. MAYO 2006 
 
 
 
 
 
INSTITUTO TECNOLÓGICO DE ESTUDIOS SUPERIORES DE MONTERREY 
 
 
PROGRAMA DE GRADUADOS DE TECNOLOGIAS 
DE INFORMACIÓN Y ELECTRÓNICA 
 
 
 
DIVISIÓN DE TECNOLOGÍAS DE INFORMACIÓN Y ELECTRÓNICA 
 
 
 
Los miembros del comité de tesis recomendamos que la presente tesis del Ing. Julia 
Abril Sáenz Frías es aceptado como requisito parcial para obtener el grado académico de 
Maestra en Ciencias en Ingeniería Electrónica con especialidad en sistemas electrónicos. 
 
 
Comité de tesis: 
 
 
______________________________ 
 
Asesor Dr. Graciano Dieck Assad 
 
 
______________________________ 
 
 Sinodal Dr. Sergio Martínez Chapa 
 
 
 
______________________________ 
 
 Sinodal Dr. Luís Espinosa Sierra 
 
 
 
 
_________________________________________ 
David Alejandro Garza Salazar, PhD. 
Director del Programa de Graduados de Tecnologías 
de Información y Electrónica. 
Mayo de 2006 
 II 
 
 
 
DISEÑO DE UN CONTROL MIOELECTRICO DE UNA ELECTROLARINGE 
 
 
 
 
 
POR: 
 
JULIA ABRIL SAENZ FRIAS 
 
 
 
 
TESIS 
 
 
 
Presentada al Programa de Graduados de Tecnologías 
de Información y Electrónica. 
 
 
Este trabajo es requisito parcial para obtener el grado de 
Maestra en Ciencias en Ingeniería Electrónica con especialidad en sistemas 
electrónicos. 
 
 
 
 
 
 
INSTITUTO TECNOLÓGICO Y DE ESTUDIOS 
SUPERIORES DE MONTERREY 
 
 
 
 
 
 
MAYO 2006 
 III 
 IV 
 
 
 
 
 
 
DEDICATORIA: 
 
 
 
 
 
 A mis padres y hermanos por darme su apoyo en cada etapa de mi vida, y por 
alentarme en todo momento a ser mejor persona y mejor profesionista. 
 
 
 
 Gracias. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 V 
AGRADECIMIENTOS: 
 
 
Al Dr. Luís Espinosa y al Dr. Francisco Sáenz por su tiempo y apoyo en la comprensión de 
la toma de señales mioeléctricas. 
 
Al Ing. Jorge A. González por ayudarme en la recopilación de muestras de señales 
mioeléctricas en su persona y por brindarme su compañía, apoyo incondicional y 
motivación durante el desarrollo de mi tesis…gracias TAMFE. 
 
 Al Dr. Ehab Goldstein y Dr. James Heaton por su accesibilidad en contestar mis dudas y 
el proporcionarme algunos archivos de señales mioeléctricas. 
 
 A mi asesor Dr. Graciano Dieck Assad por su ayuda durante el desarrollo de mi tesis y 
por darme su confianza y apoyo durante mis estudios de maestría. 
 
 Al Ing. José Gómez Quiñónez por su disposición en asesorarme en el uso de pspice y 
mentor graphics. 
 
 A la Dr. Julia Saenz y Pedro León, Oncólogos de la clínica 25 del seguro social por 
facilitarme la información sobre cáncer de laringe, y motivarme para el desarrollo de esta 
tesis. 
 
A mi comité de tesis por el apoyo brindado para la realización de esta tesis. 
 
A mis compañeros de maestría por brindarme su amistad. 
 
 
 
 
 Gracias 
 
 
 
Julia Abril Sáenz Frías 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 VI 
RESUMEN 
 
En esta tesis se presentará el diseño del control on-off a manos libres de una 
electrolaringe usando una señal electromiográfica superficial del antebrazo. 
 
Las señales electromiográficas permiten obtener una indicación de la actividad eléctrica 
de los músculos. Estas señales también pueden ser utilizadas como señales de control para 
dispositivos electrónicos o electromecánicos como es el caso de prótesis de manos y piernas 
[3,4]. 
 
La electrolaringe o laringe artificial es una prótesis de voz usada por mas de la mitad de 
las personas que sufre una laringectomía para comunicarse diariamente, pero actualmente esta 
tiene el inconveniente de ser un dispositivo que requiere control manual de encendido y 
apagado en su operación [2,7,10]. 
 
 El diseño del circuito que se presentará fue implementado usando electrodos 
superficiales para adquisición de la señal mioeléctrica, y se establecieron los parámetros para 
usar electrodos intramusculares, y usando electrónica analógica se desarrollaron las etapas de 
acondicionamiento y de procesamiento de esta señal para obtener su envolvente, para usarla 
como señal de entrada de un arreglo de circuitos TTL que controla el encendido y apagado de 
la electrolaringe. 
 
 Con ayuda de Pspice y Mentor Graphics fue simulada la etapa de procesamiento y 
control usando una señal electromiografíca previamente adquirida y digitalizada. 
 
El diseño fue implementado y una señal real fué obtenida y se usó para el control de 
encendido y apagado de una bocina simulando la función de la electrolaringe. Se presenta 
también como el diseño del control mioeléctrico on-off de una electrolaringe puede ser 
mejorado adquiriendo una señal externa que determine cuando la persona deja de hablar y con 
ello apagar la electrolaringe y miniaturizado usando tecnología CMOS integrado a un 
electrodo implantable. 
 VII 
INDICE 
 
DEDICATORIA………….………………………………………………………………..…. IV 
 
AGRADECIMIENTOS…….…………………………………………………………………..V 
 
RESUMEN……………….…………………………………………………………………....VI 
 
INDICE……………….……………………………………………………………………....VII 
 
LISTA DE FIGURAS Y TABLAS ………….……………………………………………..... XI 
 
CAPITULO I. INTRODUCCION 
 
1.1. Introducción…...……………………………..………………………………………....... 1 
 
1.2 Definición del problema...….………………..…………………………………………... 2 
 
1.3 Antecedentes.…...………………………………..………………………………………. 3 
 
1.4 Objetivo.……...…………………………………………………..……………………… 3 
 
1.5 Justificación……………………………………………………..……………………...... 4 
 
CAPITULO II. ANTECEDENTES DEL PROYECTO 
 
2.1 Electromiografía.………...………………………………………………….…………..... 6 
 
2.2 Generación y detección de señales EMG………...……….…………...………………..... 7 
 
2.2.1 Fisiología básica de la generación de EMG……..…………………………..…... 7 
 
2.2.2 Unidad Motora…………………………..………..……………………………… 7 
 
2.2.3 Potencial de Acción.……………………………..………………..……………... 8 
 
2.2.4 Generación de señales EMG en contracciones voluntarias……..…………..…… 9 
 
2.2.5 El conductor de volumen ……………………………………………………...… 9 
 
2.3 Técnicas de detección de señales EMG …………...………..………………………….. 11 
 
2.3.1 Electrodos intramusculares……………...……………………..……………….. 11 
 
2.3.2 Electrodos de superficie.……………….……………………………………….. 12 
 
 VIII 
2.4 Uso de señales mioeléctricas en el control de prótesis……………...………………….. 13 
 
2.4.1 La señal mioeléctrica como señal de control …………...……………………… 14 
 
 
2.5 Descripción de una laringectomía y de los tipos de voces alaríngeas …...…………….. 15 
 
2.5.1 Laringectomía total…………...………………………………………………… 15 
 
2.5.2 Voz alaríngea ………………...………………………………………………… 15 
 
 2.5.2.1 Prótesis traqueoesofágica…...……………………….……………………. 16 
 
 2.5.2.2 Voz esofágica……………...…………………………………………….... 16 
 
 2.5.2.3 Electrolaringe…….………...……………………………………………... 17 
 
2.6 Fisiología y anatomía de la producción de voz……...….………………………………. 18 
 
2.6.1 Fisiología de la producción de voz.…………….………………………...…….. 18 
 
2.6.2 Breve anatomía del aparato fonatorio…………….……………………...……... 19 
 
2.7 Anatomía de un paciente laringectomizado……...………………………………….….. 23 
 
2.8 Músculo del antebrazo.…………………………...…………………………………….. 25 
 
CAPITULO III MODELOS DE ACONDICIONAMIENTO DE LA SEÑAL EMG Y 
DELCONTROL MIOELÉCTRICO A MANOS LIBRES DE UNA ELECTROLARINGE. 
 
3.1 Descripción del modelo de detección y acondicionamiento de la señal EMG…...…….. 273.1.1 Diagrama de bloques……………..…................................................................... 27 
 
3.1.2 Descripción……………………………………………...…………………….... 28 
 
3.1.2.1 Electrodos………...………………...……..……………...………………. 28 
 
 3.1.2.2 Preamplificador………….………………..……...………………………. 30 
 
 3.1.2.3 Filtro pasa altas………….………....……….....…………………………. 31 
 
 3.1.2.4 Amplificador……………..…………...….………………………………. 31 
 
3.1.2.5 Filtro pasa bajas………….….……...…..………………………………… 32 
 
 
 
 
 
 IX 
3.1.2.6 Consideraciones adicionales en la toma de señales electromiográficas 
 Superficiales…............................................................................................. 32 
 
3.2 Procesamiento de la señal de EMG……………...……………………………………... 32 
 
3.2.1 Procesamiento digital de la señal de EMG detectada superficialmente y 
 muestreada……….………………………………...……………………………. 33 
 
3.2.1.1 Estimación de la amplitud de la señal de EMG…......……….…………… 33 
 
 3.2.1.2 Estimación espectral……….………………..………………….……...…. 34 
 
 3.2.1.3 Modificación del método de estimación de la amplitud en sistemas 
 análogos…………..……….…….………..………………………………. 35 
 
3.3 Estrategias de control ON-OFF de la electrolaringe……….....………………...…….. 35 
 
3.3.1 Introducción……….……..……………...……………………………………… 35 
 
 3.3.2 Modelo de control ON-OFF EMG-Temporizador…..……....…………………. 36 
 
 3.3.3 Modelo de control ON-OFF EMG- Temporizador mejorado………......……… 36 
 
 3.3.4 Control ON-OFF usando una señal mioeléctrica proveniente de un músculo 
 extrínseco de la laringe…………….…………………………………………… 37 
 
CAPITULO IV. DISEÑO DEL CONTROL MIOELECTRICO ON-OFF A MANOS LIBRES 
DE UNA ELECTROLARINGE 
 
4.1 Etapas de acondicionamiento y procesamiento de la señal de EMG……………...……. 42 
 
4.1.1 Etapa de acondicionamiento de la señal electromiográfica: simulaciones y 
 circuitos…..……………………………….……………………………..……… 42 
 
4.1.1.1 Descripción...…………....……………………………..……………….... 42 
 
4.1.2 Etapa de procesamiento de la señal de EMG: simulaciones y circuitos…..……. 46 
 
 4.1.2.1 Descripción……..………...……………………………………………... 46 
 
 4.1.3 Etapa de Control: simulaciones y circuitos…..………….……………………... 54 
 
CAPITULO V. RESULTADOS 
 
5.1 Resultados……………...……………………………………………………………….. 59 
 
 
 X
 
CAPITULO VI. CONCLUSIONES Y TRABAJOS PROPUESTOS. 
 
6.1 Conclusiones…………………………………...……………………………………….. 66 
 
6.2 Trabajos propuestos……………………………...……………………………………... 68 
 
APENDICE……...……………………………………………………………………………. 69 
 
BIBLIOGRAFIA………………………...………………………………………………….... 71 
 
VITA……………………………………...…………………………………………………....73 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 XI 
INDICE DE FIGURAS Y TABLAS 
 
Figura 1 Contribuciones de los trenes individuales en la generación de la señal mioelectrica………… 8 
 
Figura 2 Modelo de generación de señales EMG eléctricamente estimulada…………………………... 9 
 
Figura 3 Diferentes tipos de electrodos para electromiografía……………………………………… 13 
 
Tabla 1.1 Clasificación de las desventajas de las electrolaringe…………………..………….…....... 18 
 
Figura 4 Esquemático del aparato fonador humano……………………………………………..….. 20 
 
Figura 5 Vista anterior (A) y posterior de la laringe (B)………………………………………..…… 20 
 
Figura 6 Corte longitudinal de la laringe (izquierda) y vista superior de las cuerdas vocales 
 (derecha)……………………………………………………………………………………. 21 
 
Figura 7 Vista superior de la laringe mostrando los músculos intrínsecos…………………………... 21 
 
Figura 8 Músculos extrínsecos de la laringe………………………………………………………..… 22 
 
Figura 9 Anatomía de un laringectomizado, antes (izquierda) y después (derecha)………………..... 25 
Figura 10 Músculo a ser usado flexor cubital del carpo……………………….…………………..….. 26 
Figura 11 Diagrama de bloques mostrando las etapas para la detección y acondicionamiento de la señal 
 EMG………………………………………………………………………………….…….. 27 
 
Figura 12 Modelo y circuito equivalente piel-electrodo……………......…………………………....... 29 
 
Figura 13 Diagrama de bloques del método para estimar la amplitud de una señal EMG en un sistema 
 análogo……………………………………………………………………………………... 35 
 
Figura 14 Modelo de control on-off EMG-temporizador……….…..……………………….….……. 39 
 
Figura 15 Modelo de control ON-OFF EMG -temporizador mejorado…….…………………..…….. 40 
 
Figura 16 Etapas del sistema de control mioeléctrico ON-OFF a manos libres……...…………..…... 41 
 
Figura 17 Diagrama de bloques de la etapa de acondicionamiento de la señal EMG....…………..….. 42 
 
Figura 18 Circuito de la etapa de acondicionamiento……………………………….…………..……...44 
 
Figura 19 Respuesta a la frecuencia del filtro pasa bandas con ganancia de 40 db por la etapa 
 amplificadora……………………………………………………………………………… 45 
 
Figura 20 Muestra de una señal de EMG ….……………….………………………………..……...... 45 
 
Figura 21 Etapa de procesamiento…………………….……………………………………….……… 46 
 
 
 XII 
Figura 22 Imágenes obtenidas en Accusim mostrando la respuesta a la frecuencia del filtro pasa bajas 
 de 3er orden con frecuencia de corte de 4.5 Hertz (arriba) y 9 Hertz (abajo)……………..47 
 
Figura 23 Imágenes obtenidas en Pspice mostrando la respuesta a un escalón del filtro pasa bajas 
 de 3er orden con frecuencia de corte de 4.5 Hz (arriba) y 9 Hz (abajo)………………….. 48 
 
Figura 24 Imágenes obtenidas en Accusim mostrando la salida de el bloque rectificador y filtro pasa 
bajas, de la etapa de procesamiento usando un filtro pasa bajas con frecuencia de corte de 
 4.5 Hertz……………..…………………………………………………………………….. 49 
 
Figura 25 Imágenes obtenidas en Acussim mostrando la salida del bloque rectificador y filtro pasa 
bajas de la etapa de procesamiento usando un filtro pasa bajas con frecuencia de corte de 
 9 Hertz…………...…………………………………………………………………………. 50 
 
Figura 26 Circuitos de la etapa de procesamiento, rectificador (arriba) y filtro pasa bajas con frecuencia 
de corte de 9 Hz. (abajo)…………………………………………………………………… 51 
 
Figura 27 Comparador con voltaje de referencia ajustable (arriba) y regulador de voltaje 
 de 5 V (abajo)………………………………………...……………………………………. 52 
 
Figura 28 Imágenes del comparador obtenidas en Accusim , con un voltaje de referencia de 40 mV 
usando como señales de entrada una senoidal(arriba) y la envolvente de la señal rectificada 
del archivo days.sig (abajo)………………………...……………………………………… 53 
 
Figura 29 Circuito de control EMG-temporizador mejorado………………………………………..... 55 
 
Figura 30 Diagramas del tiempo del contador 74LS93…………………………………………..…… 56 
 
Figura 31 Imágenes obtenidas en QuicksimII de los diagramas de tiempo del circuito de control…. 57 
 
Figura 32 Imágenes obtenidas en QuicksimII , donde se observan dos condiciones especiales del 
circuito de control………………………………………………………………………… 58 
 
Figura 33 Señal cardíaca detectada acondicionada y amplificada 1000 veces………………………... 59 
 
Figura 34 Diseño del control mioeléctrico…………………………………………………….….........60 
 
Figura 35 Diagrama de bloques del control mioelectrico………………………………………………61 
 
Figura 36 Señal mioeléctrica tomada, acondicionada y amplificada de 12 Volts de pico a pico 
 aproximadamente (5000 de amplificación)…………………………………………………61 
 
Figura 37 Diagrama de bloques que muestra la etapa de procesamiento y los puntos de obtención de 
 las figuras 38 y 39………………………………………………………………………... 61 
 
Figura 38 Señal mioeléctrica de aproximadamente 6 Volts de pico y duración de 1.25 seg. obtenida 
 después del bloque rectificadoren la etapa de procesamiento……….………….………… 62 
 
Figura 39 Envolvente de una señal mioeléctrica obtenida después del filtro pasa bajas de aprox. 1 volt 
 de amplitud…………..………………………………………………………………………62 
 
 XIII 
Figura 40 Señal mioeléctrica amplificada y filtrada de una contracción sostenida por 1.75 segundos y su 
 envolvente………………………………………………………………………………….63 
 
 
 
Figura 41 Diagrama de bloques de la etapa de control y el punto de obtención de las figs. 43 y 44….63 
 
 
Figura 42 Señal mioeléctrica de varios contracciones no sostenidas y sus envolventes………….…….64 
 
Figura 43 Pulso de 5 V generado en la etapa del control digital (superior) y la señal mioeléctrica 
 obtenida en la salida de la etapa de acondicionamiento (inferior) ………………………….65 
 
Figura 44 Pulso de 5 V generado en la etapa digital de control (superior) a partir de la envolvente de una 
 contracción sostenida. (inferior)…………………………………………………………..65 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 1 
 
 
 
 
CAPITULO I. INTRODUCCION 
 
 
1.1. INTRODUCCION 
 
La comunicación verbal ha sido una de las básicas y más esenciales capacidades 
poseídas por el ser humano. La voz puede decirse que es uno de los métodos más importantes a 
través del cual la gente puede transmitir información sin necesidad de ninguna herramienta 
adicional. Desafortunadamente cada año cientos de personas en México sufren una enfermedad 
o trauma en la laringe, siendo en muchos de los casos necesaria una laringectomía [7], que es la 
cirugía por la cual se remueve la laringe como parte del tratamiento del cáncer. La perdida de 
la laringe deshabilita a la persona de poder producir voz naturalmente lo que puede llegar a 
formar un complejo se inferioridad. 
 
Para estos pacientes es importante contar con métodos que les ayuden a poder producir 
voz de nuevo. Si las articulaciones principales siguen intactas después de una intervención 
quirúrgica, una prótesis puede ser usada para excitar el tracto vocal con el fin de producir voz 
[2,7]. 
 
La prótesis llamada electrolaringe o laringe artificial, es un dispositivo electromecánico 
portátil de baterías que inyecta un zumbido a través del cuello o en la cavidad oral produciendo 
energía acústica excitando así al tracto vocal para generar voz [2,8]. 
 
La tecnología actual desarrollada para esta prótesis de voz es deficiente, pues produce 
un sonido de voz no natural, y carece de modulación en el tono. Además uno de los mayores 
inconvenientes para el usuario de esta prótesis es el hecho de tener que ocupar una mano para 
su operación. Una persona con una electrolaringe para ser capaz de hablar tiene que sostener el 
dispositivo cerca de su cuello y encenderlo manualmente. Debido a ello, la persona queda 
 2 
incapacitada de usar una mano, impidiéndole realizar con toda libertad actividades cotidianas 
mientras habla [9]. 
 
La contracción de las fibras musculares genera actividad eléctrica que puede ser 
detectada mediante electrodos colocados en la superficie de la piel sobre el grupo de músculos 
o con electrodos tipo aguja colocados dentro del músculo. La actividad eléctrica detectada es 
llamada señal de electromiografía (EMG). La señal de EMG detectada en la superficie es el 
promedio de la actividad de varias fibras musculares y la detectada intramuscularmente es la 
actividad total de una o unos pares de fibras. La amplitud de la señal EMG ha sido utilizada 
con señal de control para prótesis mioeléctricas [De Luca, 1993]. 
 
1.2. DEFINICION DEL PROBLEMA 
 
 
Las funciones de la electrolaringe existentes hoy en día son controladas de manera 
manual y para su funcionamiento requiere que el usuario utilice una mano todo el tiempo que 
este comunicando de tal forma que se incapacita para realizar actividades donde necesite 
ambas manos y hablar al mismo tiempo. Se han realizado investigaciones muy relevantes en la 
automatización del control de encendido y apagado de este dispositivo [2], pero el uso de 
electrodos superficiales hace que la detección de la señal del sistema sea muy sensible al 
movimiento y por lo tanto deficiente para utilizarse cotidianamente. 
 
Esta tesis propone una solución más flexible para el paciente, quien usando un 
electrodo intramuscular con acondicionamiento de señal pueda comunicarse en forma más 
eficiente y natural. Se desarrollará e integrará primeramente para pruebas un electrodo 
superficial y el circuito electrónico de acondicionamiento para producir la señal eléctrica que 
controlará la electrolaringe. Después se establecerán los parámetros a modificar para la 
utilización de electrodos intramusculares como fuente de detección de la señal mioeléctrica. 
 
También se propone el desarrollo de un amplificador de bajo ruido para incrementar la 
detectabilidad de las señales EMG usando un dispositivo CMOS miniaturizado. 
 
 3 
 
 
1.3. ANTECEDENTES 
 
La electromiografía superficial utiliza electrodos, no invasivos, adheridos al cuerpo 
humano, que detectan señales mioeléctricas superficiales (MES), con el fin de registrar la 
actividad eléctrica en los músculos asociada a las actividades humanas. Las señales 
mioeléctricas se registran por medio de la diferencia de potencial eléctrico entre dos electrodos 
posicionados en el músculo y un tercero posicionado en un área neutral y están relacionadas 
con el movimiento de los músculos. Estas son señales muy pequeñas de orden de cientos de 
µVolts y con un rango de frecuencias de hasta 500 Hertz [1] y por lo tanto requieren 
amplificación. Generalmente la ganancia de amplificación mayor debe ser mayor a 1000, y se 
debe maximizar la razón de señal a ruido (SNR) con la menor distorsión de la señal 
mioeléctrica y el filtrado. 
 
Las señales mioeléctricas se usan en muchas áreas, como lo son biomecánica 
(prótesis), ergonomía, rehabilitación, neurofisiología. 
 
 Saridis [4] estudió y analizó las señales mioeléctricas. Usó señales provenientes de 
bíceps y tríceps, adquiridas mediante electrodos diferenciales superficiales de plata-cloruro de 
plata, de una persona amputada de la parte inferior del brazo para controlar una prótesis 
eléctrica de brazo. 
 
Goldstein [2] usó señales mioeléctricas adquiridas de los músculos infrahioideos 
mediante un electrodo superficial bipolar de Ag/AgCl en investigaciones para realizar el 
control de encendido y apagado de una electrolaringe. 
 
1.4 OBJETIVO 
 
 El objetivo de esta tesis es el desarrollo de un sistema electrónico que sea capaz de 
detectar y procesar una señal mioeléctrica. Se pretende utilizar un electrodo superficial y, 
 4 
acondicionar la señal proveniente del mismo. Esto es con el fin de utilizarlo para controlar el 
funcionamiento de una electrolaringe, asimismo se establecerán los parámetros a modificar 
para poder utilizar electrodos intramusculares. 
Se implementará la unidad de acondicionamiento y la unidad procesamiento de la señal 
obtenida por el electrodo superficial y la unidad de control con el fin de que sea confortable y 
amigable la utilización de este sistema, para un paciente laringectomizado. 
 
 
1.5. JUSTIFICACION. 
 
Año tras año cientos de personas en México pierden la capacidad de la comunicación 
verbal por problemas de cáncer en la laringe, o alguna parte de ella como en las cuerdas 
vocales. Para poder minimizar o totalmente eliminar la propagación del cáncer a otra parte del 
cuerpo, es necesario extirpar la laringe en la mayoría de los casos. 
 
El cáncer de laringe ocupa en México el primer lugar de cáncer de cabeza y cuello y se 
presenta en promedio a los 60.2 años. En 1998, 245 pacientes presentaron algún tipo de cáncer 
de cabeza y cuello en la clínica 25 del seguro social de la Ciudad de Monterrey, mientras que, 
en el Centro Médico Nacional Siglo XXI de la Ciudad de México fueron 606 pacientesde los 
cuales a 60 se les practicó una laringectomía de un total de 85 pacientes con cáncer de laringe. 
En el 2003 en la clínica 25 del seguro social se registraron 25 casos de laringectomizados de un 
total de 36 pacientes con cáncer de laringe [9,10]. 
 
La voz juega claramente un papel preponderante en nuestras vidas, y es por eso, que 
cuando no se cuenta con ella, la calidad de vida de la persona disminuye considerablemente 
sintiéndose aislado al perder la capacidad de hablar. 
 
Actualmente las personas que pierden esta capacidad tienen la opción de utilizar una 
electrolaringe, que sustituye el aparato vocal permitiendo a la persona comunicarse. Pero, si la 
persona quiere comunicarse, y es necesario que saque el dispositivo de su bolsa, lo sostenga 
cerca de su cuello, controle el encendido y apagado del mismo en forma manual, teniendo 
 5 
siempre que utilizar una mano, generará una ansiedad compartida con cortes en la 
conversación. Además tendrá muchos problemas para poder realizar actividades cotidianas 
donde requiera ambas manos y necesite hablar al mismo tiempo [2,8]. 
 
Es por eso que el control automático miniaturizado de encendido y apagado de una 
electrolaringe mediante señales mioeléctricas ayudaría tremendamente a las personas que han 
sufrido una laringectomía. En este caso el uso de tecnologías electrónicas para realizar este 
control mejorará la calidad de vida de los pacientes a los cuales se les ha practicado una 
laringectomía. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 6 
 
 
 
CAPITULO II. ANTECEDENTES DEL PROYECTO 
 
 
Este capítulo describe los antecedentes necesarios para la comprensión de los elementos 
básicos del sistema de control electromiográfico a manos libres para una electrolaringe. El 
capítulo empieza con una breve explicación de la fisiología de la señal electromiográfica 
(EMG). Continúa con la explicación de los métodos de detección de EMG así como el uso de 
las señales mioeléctricas en el control de prótesis y con la descripción de una laringectomía y 
tipos de voz alaríngea, anatomía del sistema fonatorio y la fisiología de la voz. Concluye con la 
descripción de la anatomía de un laringectomizado y la anatomía del antebrazo. 
 
 
 2.1. ELECTROMIOGRAFIA 
 
Una característica esencial de los animales es su habilidad de usar actuadores de 
movimiento, como los músculos cuyas contracciones generan fuerzas en los huesos a los cuales 
están unidos. Las propiedades de funcionamiento del músculo, no pueden ser fácilmente 
investigadas in vivo por la dificultad que implica el insertar sensores de fuerza en serie con los 
tendones y además, porque en condiciones normales, músculos diferentes actúan sobre el 
mismo hueso. 
 
Además de las propiedades mecánicas, la actividad de los músculos esqueléticos está 
también asociada con la generación de señales eléctricas que pueden ser detectadas por medio 
de electrodos insertados en el músculo (mediciones seminvasivas) o sobre la piel (mediciones 
superficiales). Las señales eléctricas generadas por el músculo durante su actividad son 
llamadas señales electromiográficas (EMG) [11,12]. 
 
 
 
 
 7 
2.2. GENERACIÓN Y DETECCIÓN DE SEÑALES EMG 
 
2.2.1 Fisiología Básica de la generación de EMG 
 
Los músculos esqueléticos son comprimidos por células paralelas muy cercanas, las 
fibras musculares, que constituyen las unidades estructurales contráctiles. En los humanos las 
fibras musculares tienen una variedad de longitudes que van desde pocos milímetros a varios 
centímetros, y un diámetro en el rango aproximado de 10 a 100 micrómetros. Cada fibra es 
capaz, al ser excitada, de disminuir su longitud. Las fibras musculares son activadas por el 
sistema nervioso central a través de señales eléctricas transmitidas por las neuronas motoras. 
 
 Una neurona motora inerva un grupo de fibras musculares las cuales constituyen la unidad 
funcional más pequeña del músculo. La neurona motora y las fibras son referidas como unidad 
motora, un término introducido por Sherrington en 1929 [11]. 
 
2.2.2. Unidad motora 
 
 Una unidad motora está constituida por una neurona motor y las fibras musculares que 
esta inerva. Cada rama de una neurona motora que alimenta un músculo inerva varias fibras 
musculares. La cantidad más pequeña de contracción muscular en respuesta a una excitación de 
una neurona motor no se debe solamente a una sola fibra muscular, sino a todas las fibras 
musculares que son alimentadas por la neurona. 
 
La suma de las contribuciones de las fibras musculares que pertenecen a una unidad 
motora es llamada potencial de acción de la unidad motora, MUAP (“Motor unit action 
potential” por sus siglas en inglés). Una secuencia de estos es llamada tren de MUAP. 
 
Un tren de potenciales de acción de una unidad motora es la convolución del MUAP 
con un tren de funciones delta. Las entradas son las funciones delta indicando cuando se 
activan las unidades motoras [12]. 
 8 
 Una señal mioeléctrica detectada en la superficie de la piel o dentro del músculo es la 
suma de las contribuciones de los trenes individuales MUAP (ver figura 1). 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 3 . Contribuciones de los trenes individuales en la generación de la señal mioeléctrica. 
 
 
2.2.3. Potencial de Acción 
 
Si se inserta un electrodo en la célula muscular, se puede medir un potencial de reposo de 
70 a 90 mV de cd. dentro de la célula, el cual es negativo con respecto al ambiente extracelular. 
La generación de este potencial depende del balance de iones que fluyen a través de la 
membrana. El pulso eléctrico propagado a través de la neurona motora llega a la unión 
neuromuscular y determina la excitación de la membrana de la fibra muscular. Esto causa que 
una distribución de potencial en una parte de la membrana sea generada. Una densidad de 
carga (zona de despolarización) corresponde a esa distribución de potencial. 
 
Las zonas de despolarización propagan a lo largo de las fibras musculares el potencial de 
acción desde las uniones neuromusculares a la terminación de los tendones. La velocidad con 
la que la acción de potencial se propaga depende del diámetro y tipo de las fibras, y es llamada 
velocidad de conducción [11]. 
 
 
 9 
 
2.2.4 Generación de señales EMG en contracciones voluntarias. 
 
Cuando las unidades motoras son activadas por el sistema nervioso central, estas 
producen un potencial de acción tal que la activación repetitiva genera un tren de potenciales 
de acción, los cuales son sumados para generar la señal de EMG. 
 
Los músculos pueden también ser activados sin el comando de entrada del sistema central 
usando una corriente externa (estimulación del músculo) que excita el término de las 
ramificaciones del nervio. En este caso las unidades motoras son activadas aproximadamente al 
mismo tiempo [11] como lo ilustra la figura 2. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 4 Modelo de generación de señales EMG eléctricamente estimulada 
 
 
 2.2.5. El conductor de volumen 
 
 La generación de un potencial de acción intracelular determina un campo eléctrico en 
cualquier punto en el espacio circundante; por lo tanto el potencial generado por la unidad 
motora puede ser detectado también en localidades relativamente lejos de la fuente. Los tejidos 
biológicos, separando la fuente y los electrodos de detección, son referidos como los 
conductores de volumen y sus características afectan fuertemente a la señal detectada. 
 
 10 
 Dependiendo de la modalidad de medición, el conductor de volumen puede o no, tener 
un efecto importante en la adquisición de las señales mioeléctricas. En el caso de medición 
intramuscular, el sistema de detección esta localizado muy cerca de la fuente y por lo tanto sus 
potenciales detectados son solamente alterados por los tejidos que separan la fuente y los 
electrodos. En este casoel ancho de banda de la señal es de 1 a 5 KHz. Si las señales 
mioeléctricas son medidas sobre la superficie de la piel, el conductor de volumen juega un 
papel fundamental en determinar las características de la señal. Un efecto pasabajo en los 
tejidos resulta en una señal con un contenido de frecuencias debajo de 400 a 500 Hz. 
 
El efecto del conductor de volumen en los potenciales detectados, determinan la 
diferencia entre las mediciones intramusculares y aquellas hechas en la superficie. Mientras 
que las mediciones hechas en la superficie presentan muy poca selectividad espacial y proveen 
una información global sobre la actividad muscular, las mediciones intramusculares son muy 
selectivas y dan información localizada de la actividad muscular (normalmente limitada a 4 o 5 
unidades motoras). 
 
 La aplicación es lo que determina el tipo de medición a utilizar. Las mediciones 
intramusculares han sido usadas en diagnóstico y estudios de controles motores, 
particularmente cuando es necesario identificar con certeza los instantes de activación de la 
unidad motora. Sin embargo las mediciones invasivas no permiten directamente hacer la 
estimación de las propiedades físicas de algunas unidades motoras, como es la velocidad de 
conducción. Por otro lado la medición en la superficie permite hacer una investigación 
periférica de las propiedades del músculo, pero debido a que se detectan decenas de potenciales 
de acción de unidades motoras su interpretación es más complicada que la de la señal obtenida 
por técnicas invasivas ya que es difícil separar los potenciales de acción individuales de las 
unidades motoras. 
 
Dado que son diferentes las características en ambos tipos de señales los métodos de 
detección, procesamiento y aplicaciones de electromiografía invasiva y no invasiva son 
también diferentes [11][12]. 
 
 11 
2.3. TECNICAS DE DETECCIÓN DE SEÑALES EMG 
 
 
El proceso de detectar una señal biológica involucra la transducción de corriente iónica, 
fluyendo a través del cuerpo en corriente eléctrica dentro de los circuitos del equipo de 
detección. Este proceso se lleva a cabo por reacciones de reducción-oxidación que ocurren en 
la interfase entre el electrodo (interfase eléctrica entre el paciente y equipo) y la solución iónica 
acuosa del cuerpo. 
 
Una corriente fluyendo a través del electrodo tiene el efecto de remover electrones de la 
superficie y oxidar átomos superficiales que van dentro de la solución como iones positivos. 
Por lo tanto el potencial en la superficie del electrodo cambia con respecto al grueso del 
electrodo. Este voltaje es conocido como el potencial de media celda, y es generado cuando el 
metal entra en contacto con la solución iónica. 
 
Las señales EMG pueden ser detectadas por medio de electrodos intramusculares semi-
invasivos o por electrodos adheridos a la superficie de la piel no invasivos. 
 
2.3.1 Electrodos intramusculares: 
 
En el modo convencional de detección y medición de EMG, dos tipos de electrodos 
intramusculares son usados: electrodo de aguja concéntrica y electrodos de alambre, los cuales 
se describen a continuación. 
 
El electrodo de aguja concéntrico detecta señales en una configuración monopolar a 
través de un alambre aislado en la cánula de la aguja. Otras adaptaciones al electrodo de aguja 
han sido insertar varios alambres en la cánula de la aguja lo que hace posible grabar la 
actividad eléctrica de la unidad motora de varios puntos del músculo [12]. 
 
La técnica de detección bipolar es la más recomendable para la adquisición de señales 
mioeléctricas ya que incrementa la resolución espacial (mejora el rechazo a ruido). Se usan 2 
electrodos en 2 superficies de detección para sensar el potencial de voltaje en 2 localidades de 
 12 
la piel con respecto a un electrodo de referencia. Las 2 señales alimentan a un amplificador 
diferencial de instrumentación. 
 
El electrodo de alambre, es hecho de un diámetro muy pequeño con aislante. Estos son 
insertados en la cánula de la aguja y son curveados en la punta; La aguja es insertada en el 
músculo y luego removida, dejando los alambres en el músculo. La ventaja de este método con 
respecto al de aguja es que los alambres muy difícilmente se pueden sentir después de que la 
aguja es removida, permitiendo hacer fuertes contracciones sin que sea incómodo o doloroso. 
Sin embargo su posición no puede ser ajustada después de que se remueve la aguja; mientras 
que el electrodo de aguja puede ser movido dentro del músculo hasta encontrar la posición 
óptima. Usualmente los electrodos de alambre son preferibles en estudios en el cual la 
actividad mioeléctrica es grabada por largos periodos de tiempo y bajo movimiento. 
 
2.3.2. Electrodos de superficie 
 
Un electrodo de superficie consiste en un medio conductivo con dimensión y figura 
definidas, que es colocado sobre la piel del paciente donde se desea hacer la captura, y se 
mantiene en la misma posición mientras se hace la medición. Los materiales usados en la 
fabricación de los electrodos son comúnmente plata, oro, o algunas aleaciones como cloruro de 
plata [1,12]. 
 
Los electrodos de superficie al igual que los de aguja pueden ser usados en 
configuración monopolar (usando un electrodo de referencia adicional, puesto en una área 
eléctricamente inactiva) o bipolar, especialmente en aplicaciones donde la activación de un 
músculo en específico necesita ser detectada. 
 
Algunas ventajas de este tipo de electrodos, es que no es doloroso para el paciente, es 
más práctico que utilizar agujas y se puede hacer el registro de varias señales utilizando varios 
electrodos en un polígrafo digital de varios canales como el utilizado para el registro de EEG. 
Las desventajas son que si no se hace una limpieza adecuada de la piel, donde se va a hacer la 
medición y no se aplica adecuadamente un gel conductivo la señal puede ser detectada con 
 13 
mucho ruido o inclusive no ser detectada. También el efecto del volumen conductor sobre la 
detección de la señal en EMG de superficie que se describió anteriormente puede ser una 
desventaja [12]. 
 
Las siguientes figuras muestran tanto los electrodos de superficie como los de aguja 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 3. Diferentes tipos de electrodos para electromiografía: A) Electrodo superficial desechable con gel 
electrolítico, B) electrodos de superficie de AgCl , C) Electrodos de aguja monopolar 
 
 
2.4. USO DE SEÑALES MIOELECTRICAS EN EL CONTROL DE PRÓTESIS 
 
Las señales mioeléctricas son una efectiva e importante entrada para el sistema de 
control de prótesis accionadas eléctricamente. En estos sistemas algunos parámetros de las 
señales mioeléctricas obtenidas del músculo o un grupo de músculos, son usadas para 
seleccionar y realizar una función de una prótesis multifuncional. 
 
El concepto de control mioeléctrico fue introducido alrededor de 1940. Sin embargo la 
tecnología en esos días no era adecuada para hacer viables las aplicaciones clínicas. Fue con el 
desarrollo de tecnología de dispositivos semiconductores y el decremento asociado del tamaño 
de los dispositivos y requerimientos de energía, lo que hizo que las aplicaciones clínicas se 
vieran prometedoras y que el desarrollo e investigación en el área se incrementaran 
dramáticamente. 
 
 14 
El primer sistema comercial fue una mano accionada eléctricamente. Fue producida en 
la desaparecida unión soviética alrededor de 1960 y fue exportada a Europa y Norteamérica 
[12]. 
 
La aplicación clínica del control mioeléctrico de prótesis generó un gran impacto 
alrededor de 1970. Algunas prótesis accionadas eléctricamente con control mioeléctrico fueron 
adaptadas a personas sin extremidades superiores. Se realizaron evaluaciones clínicas de los 
beneficios del funcionamiento de estas. Los beneficios encontrados en este tipo de prótesis son: 
El usuario esta libre de cables o arneses parapoder hacer el control de la prótesis 
mecánicamente, la señal mioeléctrica es detectada en la mayoría de los casos superficialmente, 
sin utilizar agujas y la actividad muscular requerida para proveer una señal de control es 
relativamente pequeña. 
 
Las evaluaciones clínicas muestran que las prótesis controladas mioeléctricamente 
tienen buena aceptación por parte de los usuarios, sin embargo los resultados dependen del tipo 
de prótesis, estrategia de control y el entrenamiento del usuario [16] 
 
2.4.1. La señal mioeléctrica como señal de control 
 
Dada una superficie muscular y un par de electrodos colocados sobre el músculo es 
posible adquirir una señal mioeléctrica de este músculo y conseguir una señal de control. De 
hecho si se hace la detección de la señal por medio de electrodos bipolares intramusculares de 
fino alambre es posible aislar completamente un segmento de un pequeño músculo y utilizar el 
tren de potenciales de acción como fuente de señales de control. La forma más común de 
adquisición de señales de control es con electrodos superficiales, esto se debe a que existen 
limitaciones prácticas al efectuar la detección de una sola fibra muscular con electrodos 
intramusculares. Además que la señal obtenida con electrodos superficiales es la suma 
temporal y espacial de la actividad muscular de un grupo de fibras musculares. [11,12]. 
 
 
 
 
 15 
2.5. DESCRIPCION DE UNA LARINGECTOMIA Y DE LOS TIPOS DE VOZ 
ALARINGEA. 
 
2.5.1. Laringectomia total 
 
Consiste en la extirpación por medio de cirugía de los tejidos de la laringe ya sea por 
tratamiento de cáncer o algún trauma. De acuerdo con la clasificación internacional TNM del 
comité americano conjunto sobre el cáncer (AJCC por sus siglas en inglés) que consiste en 
clasificar el tumor en base a tamaño (T1, T2 , T3 o T4 ), ganglios linfáticos involucrados por el 
tumor (N1, N2 o N3) y metástasis (ramificaciones) del tumor (M1), si el tumor es pequeño y 
localizado se dice estar en estadío T1 o T2, y solo se requiere una laringectomía parcial, lo que 
resulta en una funcionalidad parcial de la laringe que deja al paciente con un grado variable de 
patologías. 
 
Sin embargo, si el cáncer ha invadido una gran porción de la laringe es llamado estadío 
T3 o T4 y es necesaria la extirpación total de la laringe. A este tratamiento quirúrgico se le 
conoce como laringectomía total [10,14]. 
 
Los pacientes que han tenido una laringectomía sufren una pérdida total de voz, por lo 
tanto requieren rehabilitación con el fin de alcanzar una adecuada comunicación verbal, 
permitiéndoles de esta forma reintegrarse a su ambiente social, familia y laboral. Debido a que 
su tracto vocal y articulaciones siguen intactas después de la operación, es posible usar una 
fuente de voz artificial para poder remplazar la fonación y poder restablecer la comunicación 
oral. A esto se le conoce como voz no laríngea [9]. 
 
2.5.2. Voz no laríngea 
 
 Existen tres diferentes alternativas para la rehabilitación de la voz que son: voz 
esofágica, voz producida usando una prótesis traqueoesofágica y voz producida usando una 
laringe artificial (conocida como electrolaringe), [7,13]. 
 
 16 
2.5.2.1. Prótesis traqueoesofágica: 
 
La prótesis traqueoesofágica es una válvula colocada durante el procedimiento 
quirúrgico que desvía aire de los pulmones hacia dentro del esófago para hacer vibrar el tejido 
faringe–esofágico para fonación, produciendo una voz entendible en la mayoría de los casos. 
No obstante, existe un porcentaje de pacientes que no logran generar voz, generalmente en 
pacientes previamente operados y radiados. La producción efectiva de voz se alcanza en 90% 
de los pacientes en forma inicial, pero los resultados se van deteriorando por dificultades en el 
traqueostoma, por ejemplo moco excesivo, estenosis (estrechamiento u obstrucción), dilatación 
del trayecto fistuloso con salida subsecuente de alimento o formación de granulomas. Junto con 
la laringectomía se tiene que realizar una traqueotomía que consiste en la apertura permanente 
de la tráquea, por debajo del nivel donde se encontraban las cuerdas vocales, para dar acceso 
directo a la vía de respiración inferior, a esa apertura se le conoce como traqueostoma [7,13]. 
 
2.5.2.2. Voz esofágica 
 
 La producción de voz esofágica, es de los métodos más ampliamente conocidos de 
hablar sin laringe. Este tipo de voz es un método complejo de producción de voz que requiere 
que el paciente inyecte aire dentro del esófago y luego lo expulse para así hacer vibrar al tejido 
faringeo-esofágico, produciendo así una voz como eructo. El sonido resultante es articulado 
por las partes restantes intactas del tracto vocal: lengua, labios y paladar produciendo también 
una voz entendible de aproximadamente 60 a 65 Hz o una octava menor que el hablante normal 
masculino o dos octavas abajo que la hablante normal femenina y se puede lograr un buen 
grado de entendimiento e intensidad de sonido. 
 
 Aun cuando esta alternativa puede ser enseñada a un gran número de pacientes, el 
porcentaje de éxito es muy variable y en general se acepta que alrededor de 30% de los 
pacientes laringectomizados son los que logran dominar la técnica y obtener voz adecuada y 
entendible. La parte más difícil de la producción de voz esofágica es lograr tomar aire del 
segmento faringeo-esofágico hacia dentro del esófago. La variabilidad de los resultados ha sido 
atribuida a diferentes factores como motivación del paciente, disponibilidad de terapistas, costo 
 17 
de terapias, alteraciones anatómicas y enfermedades intercurrentes, como ulcera péptica o 
hernia hiatal [2,7]. 
 
2.5.2.3. Electrolaringe 
 
Otro método alternativo que no usa flujo de aire para hacer vibrar los tejidos es la 
electrolaringe manual, la cual es un dispositivo electromecánico que se coloca sobre el cuello y 
contiene un transductor que mecánicamente produce un sonido, un circuito eléctrico que 
maneja el transductor, una batería que la energiza y requiere ser encendida y apagada mediante 
un botón o switch. Este dispositivo produce un sonido tipo zumbido que se introduce al tracto 
vocal a través de los músculos del cuello o dentro de la cavidad oral y se articula la boca como 
se haría normalmente para remplazar la voz. Como una electrolaringe puede producir voz 
inteligible después de un pequeño entrenamiento y puede ser usado adecuadamente e 
inmediatamente después de la laringectomía, este dispositivo continúa jugando un rol mayor en 
la rehabilitación de laringectomizados. Múltiples estudios reportan que cerca de la mitad de los 
pacientes laringectomizados usan una electrolaringe para comunicación verbal, además son 
usados por algunos usuarios de voz esofágica para comunicación por teléfono [2,13]. 
 
Aun cuando los métodos de voz esofágica y voz usando una electrolaringe han llegado 
a ser las formas más populares de voz no laríngea, ambos no son totalmente adecuados. La 
desventaja más grande que tienen ambos métodos es el requerir de una mano para su 
activación. Cada vez que se quiere hablar, los usuarios de voz esofágica tienen que cubrir 
manualmente el traqueostoma en el cuello, así también los usuarios de una electrolaringe 
necesitan sacar su dispositivo y apoyarlo en el cuello o en la cavidad oral. 
 
Goldstein [2] presenta una tabla de clasificación jerárquica de las desventajas de las 
electrolaringes hecha con las respuestas a una encuesta realizada a usuarios. Esta tabla se 
complementó con otras referencias. En primer lugar se encontró lo inconveniente en su uso, 
seguida por la monotonía de la voz o falta de prosodia vocal (cambio de tono y entonación 
vocal) producida por el dispositivo. Esta información se presenta en la tabla 1.1. [2,13]. 
 
 18 
TABLA 1.1 Clasificación de las desventajas de las electrolaringes. 
 
Problema Rank 
El dispositivo es inconveniente por requerir de una mano parasu uso. 1 
La voz producida es monótona sin cambios de tono y sin entonación. 2 
La voz producida suena mecánica. 3 
La voz producida es difícil de entender más en ambientes ruidosos. 4 
La voz producida es muy baja de volumen, pudiendo usar un micrófono 
algunas veces para la amplificación de voz en la boca. 
5 
El dispositivo requiere baterías especiales o cambiar/recargar muy 
seguido las baterías bajo continuo uso de este. 
6 
El dispositivo es frágil y si llega a fallar, tiene que ser enviado al fabricante 
para su reparación dejando al paciente afónico durante su ausencia. 
7 
 
 
2.6 FISIOLOGIA Y ANATOMIA DE LA PRODUCCION DE VOZ 
 
2.6.1 Fisiología de la producción de voz 
 
Las señales de voz son producidas cuando el aire que viene desde los pulmones excita 
al sistema fonador, mostrado en la figura 4, el cual funciona como una caja resonante. 
 
Los diferentes sonidos pueden ser clasificados en: sonidos tonales o sonoros (en inglés 
voiced como el de las vocales) y sonidos no tonales o no sonoros (en inglés unvoiced como por 
ejemplo el de una ‘s’ al final de una palabra). 
 
Los sonidos tonales son producidos cuando el aire proveniente de los pulmones atraviesa 
la abertura entre las cuerdas vocales que se encuentran tensadas de manera que se produce un 
sonido tonal, es decir periódico. La frecuencia de esta señal acústica depende de varios 
factores, entre otros del tamaño y la masa de las cuerdas vocales, de la tensión que se les 
aplique y de la velocidad del flujo del aire proveniente de los pulmones. A mayor tamaño, 
 19 
menor frecuencia de vibración, lo cual explica por qué en los varones, cuya glotis es en 
promedio mayor que la de las mujeres, la voz es en general más grave. A mayor tensión la 
frecuencia aumenta, siendo así al producir los sonidos más agudos por lo que se requiere un 
mayor esfuerzo vocal. La frecuencia del tono se encuentra alrededor de los 125 Hertz para los 
hombres y alrededor de los 250 Hertz para las mujeres. 
 
 También la frecuencia aumenta al crecer la velocidad del flujo de aire, razón por la 
cual al aumentar la intensidad de emisión se tiende a elevar espontáneamente el tono de voz. 
 
Los sonidos no tonales, en cambio, son generados manteniendo las cuerdas abiertas, 
formando una contracción del tracto vocal, y forzando aire a través de la contracción a una 
velocidad lo suficientemente alta como para producir turbulencia. En este caso, puede pensarse 
que el tracto vocal es excitado por una fuente de ruido aleatorio. 
 
2.6.2 Breve anatomía del aparato fonatorio 
 
El aparato fonatorio está formado por los pulmones como fuente de energía en forma de 
flujo de aire, la laringe, que contiene las cuerdas vocales, la faringe, las cavidades oral (o 
bucal) y nasal y una serie de elementos articulatorios: los labios, los dientes, el alvéolo, el 
paladar, el velo del paladar y la lengua (ver figura 4). 
 
La laringe es un órgano que se encuentra en la zona media del cuello. Sus principales 
funciones son la fonación, la respiración y evitar el paso de alimentos al tracto respiratorio. La 
laringe esta cubierta por los músculos infrahioideos y limitada a los lados por los músculos 
esternocleidomastoideos y los grandes vasos del cuello, y es abrazada en la parte inferior por 
los lóbulos de la glándula tiroides [15]. 
 
La laringe se encuentra delante de la faringe y está suspendida del hueso hioides por 
los músculos y el ligamento tirohioideos. Hacia abajo se encuentra la tráquea, órgano elástico 
que permite bastante movimiento vertical a la laringe. 
 20 
 
 Figura 4. Esquemático del aparato fonador humano 
 
La laringe consta de tres cartílagos nones (tiroides, epiglotis y cricoides) y tres 
cartílagos pares (aritenoides, corniculados y cuneiformes) representados en las figuras 5 y 6. 
 
 
Figura 5. Vista anterior (A) y posterior de la laringe (B) 
 
Los músculos laríngeos intrínsecos sirven para abrir y cerrar las cuerdas vocales 
(cricoaritenoideos laterales, posteriores e interaritenoideos), para controlar la tensión de los 
 21 
ligamentos vocales (tiroaritenoideo, vocal, cricotiroideo) y para modificar la laringe en la 
deglución (ariepiglótico y tiroepiglótico) (ver figura 7 ) [9,13]. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 6 Corte longitudinal de la laringe (izquierda) y vista superior de las cuerdas vocales (derecha) 
 
La inervación de todos estos músculos está dada por el nervio laríngeo recurrente, a 
excepción del músculo cricotiroideo, que está inervado por la rama externa del nervio laríngeo 
superior [9]. Además de los músculos laríngeos intrínsecos existen otros músculos que son 
llamados músculos extrínsecos de la laringe que elevan (milohioideo, digástrico y tirohiodeo) o 
bajan la laringe (esternohioideo , esternotiroideo, y omohioideo) (ver figura 8) [15]. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 7 Vista superior de la laringe mostrando los músculos intrínsecos 
 
 22 
 
Figura 8. Músculos extrínsecos de la laringe 
 
Clínicamente la laringe se divide en 3 regiones: región glótica, región supraglótica y 
región infraglótica como se muestra en la figura 5 
 
La región glótica contiene las cuerdas vocales que son, dos membranas orientadas de 
adelante hacia atrás). Por adelante se unen en el cartílago tiroides (que puede palparse sobre el 
cuello como una protuberancia conocida como la manzana de adán). Por detrás están sujetas a 
uno de los dos cartílagos aritenoides los cuales pueden separarse voluntariamente por medio 
de los músculos. La abertura entre ambas cuerdas se denomina glotis (ver figura 6). 
 
La región supraglótica, se encuentra sobre la región glótica, comprende la epiglotis, un 
cartílago en la faringe que permite tapar la glotis durante la deglución para evitar que el 
alimento ingerido se introduzca en el tracto respiratorio. Durante la respiración y la fonación 
(emisión de sonido) la epiglotis está separada de la glotis permitiendo la circulación del flujo 
de aire. 
 
La región infraglótica se localiza desde un centímetro debajo de las cuerdas vocales 
hasta el borde inferior del cartílago cricoides. 
 23 
 
La porción que incluye las cavidades faríngea, oral y nasal junto con los elementos 
articulatorios se denomina cavidad supraglótica, en tanto que los espacios por debajo de la 
larínge, es decir la tráquea, los bronquios y los pulmones, se denominan cavidades 
infraglóticas. 
 
Varios de los elementos de la cavidad supraglótica se controlan a voluntad, permitiendo 
modificar dentro de márgenes muy amplios los sonidos producidos por las cuerdas vocales o 
agregar partes distintivas a los mismos, e inclusive producir sonidos propios. Todo esto se 
efectúa por dos mecanismos principales: el filtrado y la articulación. 
 
El filtrado actúa modificando el espectro del sonido. Tiene lugar en las cuatro 
cavidades supraglóticas principales: la faringe, la cavidad nasal, la cavidad oral y la cavidad 
labial. 
 
La articulación es una modificación a nivel temporal de los sonidos, y está 
directamente relacionada con la emisión de los mismos y con los fenómenos transitorios que 
los acompañan. Está caracterizada por el lugar del tracto vocal y modo en que se produce. 
 
2.7 ANATOMIA DE UN PACIENTE LARINGECTOMIZADO 
 
Como se había mencionado anteriormente la laringe clínicamente se subdivide en 3 
regiones: supraglótica, glótica e infraglótica. Esta clasificación se usa para poder elegir el 
tratamiento más adecuado para la eliminación del cáncer de laringe dependiendo de la región 
donde se encuentre y para saber que tipo de cirugía será necesaria para eliminar el tumor. 
 
En general las cirugías hechas para eliminar el cáncer de laringe se pueden dividir en 
dos tipos: cirugía conservadora de la laringe, y laringectomía total. 
 
El objetivo del primer tipo de cirugía es conservar la voz y evitar un traqueostoma, al 
mismo tiempo erradicar totalmenteel tumor de la laringe. La calidad de la deglución es el 
 24 
factor que condiciona el éxito o fracaso de este tipo de operaciones. Si no se ha logrado 
deglutir adecuadamente en un tiempo aproximado de 6 semanas, será necesaria una 
laringectomía total. 
 
La laringectomía total consiste, como se mencionó anteriormente, en eliminar 
totalmente la laringe, con todas sus estructuras incluyendo los cartílagos y músculos laríngeos, 
los músculos infrahioideos y el hueso hioideo. Dependiendo de la extensión del cáncer pudiera 
ser necesario eliminarse también el músculo esternocleidomastoideo, parte de la glándula 
tiroides, esófago e inclusive la base de la lengua. Por lo que varias funciones naturales del 
organismo quedan eliminadas, por falta de esta parte importante. Para que la deglución, como 
la respiración vuelva a funcionar adecuadamente es necesario hacer una reconstrucción del 
canal que comunica la faringe con el esófago. Además se debe hacer una traqueotomía para 
que la persona sea capaz de respirar. 
 
 Para poder comunicarse oralmente de nuevo se mencionaron los métodos de prótesis 
traqueo-esofágica y el uso de voz esofágica; los cuales necesitan de una adecuación del canal 
traqueo-esofágico para poder utilizar el esófago como productor de voz. 
 
En la laringectomía tradicional los músculos infrahioideos son extirpados 
independientemente del tamaño del tumor o la extensión de la metástasis afuera de la laringe. 
Los demás músculos (extrínsecos) que anteriormente servían para soportar (elevar y bajar) la 
laringe quedan inservibles después de la cirugía por lo que el cirujano procede a extirparlos aún 
cuando no es necesario hacerlo 
 
Sin embargo, si estos músculos están sanos se podrían preservar a través de una 
modificación menor de este procedimiento, la cual consistiría simplemente en colocarlos a un 
lado en vez de removerlos [2]. 
 
Ya que tanto los músculos intrínsecos como los músculos extrínsecos de la laringe 
tienen relación con la producción de la voz, la preservación de los músculos extrínsecos 
después de una laringectomía, nos daría la posibilidad de poder detectar su actividad para 
 25 
obtener una señal mioeléctrica para el control de una electrolaringe. Más aún, como el nervio 
laríngeo recurrente y el nervio laríngeo superior son innecesarios después de una 
laringectomía, son extirpados también, sin ser en realidad necesario extirparlos. Estos podrían 
ser usados para inervar los músculos preservados y producir contracciones musculares 
similares a las que naturalmente producen los músculos laríngeos intrínsecos [2]. 
 
 
 
Figura 9. Anatomía de un laringectomizado, antes (izquierda) y después (derecha) 
 
2.8 MUSCULOS DEL ANTEBRAZO 
 
Debido a lo explicado anteriormente, tiene que ser hecho en el momento de realizar la 
laringectomía., esto no es viable para una persona que ya tuvo la intervención quirúrgica, por lo 
que se propone utilizar un músculo del antebrazo para obtener la señal del control del sistema. 
 
 Los músculos del antebrazo y la mano, junto con los tendones, permiten a los dedos 
realizar movimientos muy especializados. Todos los músculos situados en la cara anterior del 
 26 
antebrazo tienen una función flexora de los dedos y de la mano. Por el contrario, los situados 
en la cara posterior del antebrazo son extensores de la mano y de los dedos. 
 
El músculo del antebrazo que es de nuestro interés para registrar la señal mioeléctrica 
es el: Flexor cubital del carpo (Flexor carpi ulnaris) (ver figura 10), el cuál se contrae 
flexionando la muñeca de manera que la palma de la mano vaya hacia el brazo. 
 
 Figura 10. Músculo a ser usado flexor cubital del carpo 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 27 
CAPITULO III. MODELOS DE ACONDICIONAMIENTO DE LA 
SEÑAL EMG Y DEL CONTROL MIOELECTRICO A MANOS 
LIBRES DE UNA ELECTROLARINGE. 
 
En el capítulo II se mostró una pequeña reseña sobre las características y detección de 
la señal de EMG. El enfoque de este capítulo es presentar en primer lugar el modelo de 
acondicionamiento y procesamiento de la señal mioeléctrica así como la descripción de sus 
partes, y en segundo lugar los modelos de control mioeléctrico de una electrolaringe 
 
3.1 DESCRIPCION DEL MODELO DE DETECCION Y ACONDICIONAMIENTO 
DE LA SEÑAL EMG 
 
 
3.1.1 Diagrama de bloques 
 
En el siguiente diagrama de bloques se muestra de manera simplificada el modelo de 
detección y acondicionamiento de la señal de EMG con las especificaciones de cada bloque, 
las cuales serán descritas a detalles a continuación 
 
Figura 11 Diagrama de bloques mostrando las etapas para la detección y acondicionamiento de la señal EMG 
 
 
3.1.2. Descripción 
 
 La descripción de cada uno de los bloques del diagrama que conforman el 
acondicionamiento de la señal electromiográfica se muestra por separado para una mejor 
comprensión de las características de diseño de cada una de ellos. 
 A) 
salida 
Músculo Preamplificador 
 50 ≤ Av ≤ 100 
 
Electrodos 
Activo 
Referencia 
 Tierra 
Filtro pasa altas 
10 hz ≤ fc ≤20 
hz 
Amplificado
r 
 ∆ > 20 
Filtro pasa bajas 
450 hz ≤ fc ≤ 500 
hz. 
 28 
3.1.2.1 Electrodos 
 
El uso de electrodos adecuados es el aspecto más crítico de los aparatos electrónicos 
que son usados para obtener la señal de EMG. La fidelidad de la señal de EMG, detectada con 
el electrodo, influye en todo el tratamiento subsecuente de la señal, es por eso que es 
importante usar electrodos que provean la mínima distorsión de la señal y el menor ruido. 
 
Para entender las bases de las mediciones de señales mioeléctricas es importante saber 
que la piel está compuesta de dos capas principales: la epidermis y la dermis. La epidermis es 
la capa externa de la piel, está dividida en stratum corneum (SC) y en stratum germinativum 
(SG). La SC es la capa superficial, actúa como una barrera de fluidos y por lo tanto tiene 
características de aislante eléctrico. Esta capa esta constantemente renovándose ya que está 
constituida por células muertas, las cuales son remplazadas por otras células epiteliales 
generadas por la capa inferior (SG). La capa SG esta compuesta de células vivas que consisten 
predominantemente de líquido, y es eléctricamente conductiva. 
 
La dermis, que se encuentra debajo de la SG, contiene componentes vasculares y 
componentes nerviosos, además se encuentran glándulas sebáceas y también es eléctricamente 
conductiva. Es en la dermis donde se origina el dolor. 
 
Es indispensable preparar la superficie de la piel donde se quiere realizar el registro de 
la señal EMG. La preparación consiste en reducir el grosor de la SC, mediante la limpieza y 
frotación de la piel con alcohol o con una pasta abrasiva. Cuando un electrodo es colocado en 
una superficie de la piel no preparada, hace que se genere una alta impedancia en el contacto 
piel-electrodo, ya que no se produce una interfase electroquímica directa electrodo-electrolito 
con los fluidos del cuerpo, que se refleja en un pobre o nulo registro de la señal 
electromiográfica, así mismo, para mejorar la conductividad de la piel, se debe colocar un gel 
electrolítico con alta concentración de iones conductivos. El preparar la piel reduce 
ampliamente los efectos de la impedancia, el voltaje de DC, el ruido y los artefactos de 
movimiento. 
 
 29 
El modelo real y el circuito equivalente electrodo-piel y de la impedancia de la entrada 
de un amplificador se muestra en la figura 12, R1 representa la resistividad eléctrica del gel 
electrolítico, C1 y R2 la impedancia producida en la interfase electroquímica del electrodo con 
el gel electrolítico, Vb el voltaje de DC y Vn el voltaje ruido ambos producidos por la interfase 
electrodo-piel. Por otro lado tenemos que la impedancia de entrada amplificador de EMG es 
modelado como una resistencia ( Ω− 129 1010 ) Ri, en paralelo con un capacitor Ci ( pF102− ) y es 
por lo tanto dependiente de la frecuencia. 
 
En la práctica se realiza el registro de una señal electromiográfica usando un electrodo 
activo (-), un electrodo de referencia (+) y un electrodo (tierra) conectado a una zona 
eléctricamente neutra. En la técnica de EMG superficial el electrodo activo y referencia son 
colocados a menos de un centímetro de distancia uno del otro sobre la piel del músculo del cual 
se quiere detectar su actividad eléctrica. En la técnica EMG con aguja monopolar, ésta se usa 
como electrodo activo (-). Como referencia y tierra se emplean electrodos de copa 
superficiales. En esta investigación se utilizarán electrodos de superficie y se mostrarán los 
parámetros a modificar para su utilización con aguja monopolar. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 12 Modelo y circuito equivalente piel-electrodo 
 
 
 
 
 
R1 
 
Resistividad del gel 
 
C1 y R2 
 
Impedancia electrodo-gel 
 
Vb 
 
Voltaje de CD 
 30 
 
3.1.2.2. Preamplificador 
 
Es deseable obtener una señal de EMG que contenga la mayor cantidad de información 
de la señal de EMG y la mínima cantidad de contaminación por ruido eléctrico. Por lo tanto la 
maximización de la razón de señal a ruido, la cual se define en la ecuación 3.1, debe ser hecha 
con la mínima distorsión de la señal EMG. 
 
 
ruido
señal
db
V
V
SNR log20= (3.1) 
 
 Donde Vseñal es el voltaje de la señal de interés y Vruido es el voltaje del ruido aditivo. 
Debido al bajo nivel de voltaje de la señal EMG en orden de los µvolts no es posible 
amplificar la señal en una sola etapa sin eliminar el ruido presente junto con la señal de interés. 
Independientemente del tipo de adquisición (superficial o intramuscular) se utiliza un 
amplificador de instrumentación con alta impedancia de entrada (100MΩ se considera 
aceptable pero 1000MΩ es preferible). Otra característica importante del amplificador de 
instrumentación es el CMRR o relación de rechazo de modo común (que necesita estar en el 
rango de 100-120dB), el cuál describe la capacidad del amplificador de rechazar voltajes de 
modo común, por lo que cualquier señal (ruido) que esté presente en ambas señales será 
cancelado y la diferencia, que es la señal de EMG, será amplificada eliminando así el ruido de 
modo común. El CMRR se define en la ecuación 3.2. 
 
)/log(20 AcAdCMRRdB = (3.2) 
 
Donde VdVoutAd /= es la ganancia de modo diferencial (siendo Vd el voltaje de modo 
diferencial entre las dos entradas) y VcVoutAc /= la ganancia de modo común (donde el voltaje 
Vc es el voltaje de modo común o ruido común y es aplicado a ambas entradas). 
 
 
 
 31 
 
3.1.2.3. Filtro pasa altas 
 
Cuando se tiene la señal suficientemente preamplificada para ser perceptible, se hace 
pasar esta señal por un filtro pasa altas con una frecuencia de corte de entre 10 Hz. a 20 Hz. 
Con ello eliminamos los artefactos de movimiento provocados por la interfase entre la 
superficie de detección del electrodo y la piel, y por el cable conectado entre el electrodo y el 
preamplificador. Estas señales de ruido eléctrico tienen la mayor parte de su energía en un 
rango de frecuencia de 0 a 20 Hz. Para detecciones intramusculares este filtro deba ser 
modificado a una frecuencia de corte de entre 50 y 100 Hz. 
 
En algunos casos un filtro análogo notch puede ser usado para reducir la interferencia 
de 60 Hertz, pero en lo general esto no es recomendable ya que 1) remueve una banda de 
frecuencia donde la señal EMG muestra una gran densidad de energía. 2) Este filtro introduce 
una rotación de fase que se extiende a frecuencias abajo y sobre la frecuencia central que 
dramáticamente cambian la forma de onda de la señal (no mucho la de la energía). Este último 
punto no es importante si sólo se desea la amplitud o la energía de la señal electromiográfica. 
 
 3.1.2.4 Amplificador 
 
Después de haberse eliminado los artefactos de movimiento y ruidos de baja frecuencia 
la señal se amplifica de nuevo. Debido a que la señal de EMG se encuentra en un rango de 
algunos cientos de µvolts, el factor de amplificación de este bloque combinado con el 
preamplificador debe ser mayor de 1000, para poder tener una señal salida perceptible y 
utilizable (aproximadamente mayor a 0.5 V). Este factor puede ser aumentado estableciendo 
una ganancia diferente a uno en uno de los filtros o con otro bloque amplificador colocado 
después del filtro pasa bajas. A este nivel ya podemos tener certeza de que la señal amplificada 
contendrá el menor nivel de ruido. 
 
 
 
 32 
 
3.1.2.5 Filtro pasa bajas 
 
En esta última etapa del modelo de acondicionamiento de señal se coloca un filtro pasa 
bajas con una frecuencia de corte de entre 400 y 500 Hertz para eliminar cualquier ruido de 
frecuencia mayor a la frecuencia de corte. Para adquisición intramuscular es necesario 
modificar este filtro a una frecuencia de corte aproximado de 1000 Hertz. 
 
 3.1.2.6 Consideraciones adicionales en la toma de señales electromiográficas 
superficiales 
 
 Otros puntos que deben tomarse en cuenta para el registro de la señal de EMG es 
utilizar el mismo tipo de cable para los tres electrodos y verificar que tengan aproximadamente 
el mismo largo el cable del electrodo activo y el de referencia. 
 
Es bueno considerar el utilizar un electrodo plano como electrodo de tierra para poder 
tener mayor superficie de contacto, y recordar colocarlo en un tejido eléctricamente inactivo, es 
decir, donde la actividad muscular sea mínima, dependiendo del lugar de registro es 
recomendable utilizar la muñeca, la palma de la mano o el tobillo. 
 
3.2 PROCESAMIENTO DE LA SEÑAL DE EMG 
 
 Las señales EMG detectadas intramuscularmente presentan características diferentes a 
las detectadas superficialmente. Como se mencionó anteriormente en el capítulo 2, esto se debe 
principalmente a la influencia del conductor de volumen en los potenciales detectados. Lo cual 
implica entonces que las técnicas usadas para su procesamiento sean abordadas de diferente 
manera y que la información que se puede extraer de las señales sea diferente. 
 
 Históricamente las señales detectadas intramuscularmente han sido usadas para extraer 
información a nivel de una unidad motora, mientras que las señales de EMG detectadas 
superficialmente son usadas para obtener un análisis global de las propiedades del músculo, ya 
 33 
que en este caso es muy difícil separar las contribuciones individuales de cada unidad motora. 
Las propiedades periféricas de un sistema neuromuscular son, por lo general, obtenidas por 
medio de electromiografía superficial, mientras que las principales propiedades de control del 
músculo se obtienen por medio de señales intramusculares. La unión de ambas señales permite 
la extracción de más información que la obtenida usando solo uno de los métodos. 
 
3.2.1 Procesamiento digital de la señal de EMG detectada superficialmente y 
muestreada. 
 
 
Las técnicas digitales más comúnmente usadas para el análisis de la señal de EMG 
superficial son estimación de la amplitud y estimación espectral. Ambas proveen información 
de la actividad muscular y la fatiga del músculo. 
 
3.2.1.1 Estimación de la amplitud de la señal de EMG 
 
En el dominio del tiempo, el cambio dominante que se puede observar en una señal 
electromiográfica es la variación de amplitud debido al esfuerzo muscular o fatiga. Cuando el 
esfuerzo del músculo se incrementa, la amplitud de la señal crece. Estimaciones de las 
amplitudes de señales EMG superficiales son usadas como una entrada de control para prótesis 
controladas mioeléctricamente y como indicadores de actividad muscular o fatiga. 
 
Si la señal de EMG es modelada como un proceso estocástico, la estimación de la 
amplitud puede ser descrita matemáticamente como la mejor manera de estimar la desviación 
estándar de este proceso. La técnica más comúnde detección de la amplitud de EMG es la 
rectificación seguida de una etapa de suavizado. De acuerdo con Hof y Van Den Berg, una 
señal registrada de EMG es descrita como el producto de un proceso estocástico con la 
intensidad del EMG variante en el tiempo. Por lo tanto la intensidad de la señal de EMG 
(amplitud) puede ser obtenida realizando una rectificación apropiada y suavizado [16]. 
 
 
 
 34 
 
Los primeros investigadores en el campo estudiaron y utilizaron circuitos análogos no 
lineales, como los rectificadores de onda completa y filtros pasa bajos, hechos de 
componentes simples (resistencias y capacitores) para detectar la señal. Este método 
eventualmente llevó al uso de funciones estadísticas como el valor absoluto promedio (MAV 
“mean average value” por sus siglas en ingles) y el valor cuadrático medio (RMS “root mean 
square” por sus siglas en inglés) [12]. 
 
Digitalmente la amplitud de una señal de EMG puede ser calculada en software usando 
cualquiera de las siguientes fórmulas: 
 
Valor absoluto promedio ∑ +−==
t
Nti
it X
N
MAV
1
1 (3.3) 
 
Valor cuadrático medio ∑ +−==
t
Nti
it X
N
RMS
1
21 (3.4) 
 
Donde en ambas expresiones N es el número de muestras en cada ventana del filtro de 
suavizado; t es el tiempo en que inicia el intervalo; y xi es la señal en el dominio del tiempo que 
esta siendo suavizada. 
 
El proceso de detección es seguida de suavizado y relinearización. El método para 
realizar los últimos pasos es diferente entre RMS y MAV. En el caso de utilizar la función 
RMS, la detección de la señal es hecha elevando al cuadrado todos los elementos. Los 
resultados de esta etapa son luego suavizados, tomando su promedio y luego relinearizándolos 
obteniendo la raíz cuadrada de la media. La detección usando la función MAV es hecha 
tomando el valor absoluto de los términos. El resultado es luego suavizado tomando el 
promedio de estos términos. En este caso no se necesita relinearizar. 
 
 
 
 
 35 
3.2.1.2 Estimación espectral 
 
En el dominio de la frecuencia, el cambio dominante en una señal de EMG durante una 
contracción es la compresión del espectro de la señal hacia menores frecuencias. Este 
fenómeno no cambia la forma del espectro, solamente cambia el factor de escala en el eje de 
frecuencias. Las mediciones de esta compresión están asociadas con la fatiga del músculo. 
 
Para realizar el análisis espectral de la señal de EMG es usado generalmente el STFT 
(“short time fourier transform” por sus siglas en inglés) en periodos de tiempo no translapados 
con duración de 0.25 a 1 segundo 
 
3.2.1.3 Modificación del método de estimación de la amplitud en sistemas análogos 
 
En sistemas análogos la estimación de la amplitud es básicamente basada en el método 
de sistemas digitales, pero se reduce a solo dos bloques: rectificación y suavizado como se 
muestra en la figura 13. Esto se debe a que se tiene toda la señal y no es necesario hacer 
promedios de las muestras de la señal y por lo tanto tampoco es necesario relinealizar. 
 
 
 
Figura 13 Diagrama de bloques del método para estimar la amplitud de 
una señal EMG en un sistema análogo 
 
 
 
t 
y
Suavizado de 
la señal 
(filtrado) 
Rectificación de 
la señal 
x
y
Emg filtrada y 
amplificada 
 
Emg 
rectificada y 
suavizada 
(envolvente) 
t 
y
Suavizado de 
la señal 
 36 
 
3.3 ESTRATEGIAS DE CONTROL ON-OFF DE LA ELECTROLARINGE 
 
3.3.1 Introducción 
 
 El control de encendido y apagado de las electrolaringes comerciales es típicamente 
hecho por medio de un switch que manualmente el usuario acciona cuando requiere de su 
funcionamiento. El control automático de la electrolaringe usa una señal mioeléctrica para 
proveer un uso de manos libres de encendido y apagado del dispositivo, con el fin de que el 
usuario pueda realizar cualquier actividad que requiera ambas manos. 
 En el diseño de este control se evaluaron 3 prototipos, dos de los cuales fueron 
probados y un tercero que será explicado para trabajos futuros. 
 
3.3.2 Modelo de control ON-OFF EMG-Temporizador 
 
El primer prototipo de control ON-OFF mostrado en la figura 14 usa la señal 
mioeléctrica, después de ser acondicionada y procesada (envolvente), para determinar el 
momento en que será encendida la electrolaringe. El usuario debe contraer el músculo cuando 
desea encender la electrolaringe, la cual será apagada después de un lapso de tiempo ajustado 
previamente por el usuario. Si se desea encender la electrolaringe de nuevo, es necesario volver 
a contraer el músculo. 
 
El funcionamiento del prototipo es de la siguiente manera: La señal mioeléctrica 
suavizada alimenta a un bloque comparador, el cual tiene como función analizar la señal de 
una de las entradas, con respecto a un voltaje de referencia constante presente en la otra entrada 
y modificar su salida cuando la señal de entrada sobrepase el voltaje de referencia, valor que 
conserva mientras se mantenga la señal arriba del voltaje de referencia. Esta salida alimenta a 
dos bloques, uno de ellos es un retenedor de pulso o flip flop, este bloque proporciona un nivel 
alto de salida que conecta a un switch controlado por voltaje para que se encienda la 
electrolaringe. Al mismo tiempo el contador inicia su funcionamiento iniciando con sus salidas 
en nivel bajo (0), las cuales irán cambiando a una frecuencia que es ajustada por medio de un 
oscilador controlado por voltaje (VCO, “voltage controlled oscillator” por sus siglas en inglés) 
 37 
hasta obtener un nivel alto en su salida Q3 (ver figura 14) momento en el cual la electrolaringe 
es apagada. 
 
3.3.3 Modelo de control ON-OFF EMG -temporizador mejorado. 
 
En el segundo prototipo de control ON-OFF, que se muestra en la figura 15, se usa 
también una señal mioeléctrica para el encendido de la electrolaringe, pero a diferencia del 
diseño anterior, para apagar la electrolaringe, se usa una señal de micrófono. 
 
El funcionamiento del prototipo es de la siguiente manera. Al igual que el prototipo 
anterior el usuario debe contraer el músculo cuando desea encender la electrolaringe. Cuando 
se desea apagarla, sólo necesita dejar de hablar, es en este momento después de un lapso de 
tiempo ajustado previamente la electrolaringe se apaga, proceso se repite de nuevo si la 
persona enciende la electrolaringe otra vez. 
 
En el diseño de este control la señal mioeléctrica es usada en el bloque de comparación 
y en el bloque de retenedor de pulso al igual que en el diseño anterior. La señal de micrófono 
alimenta a un circuito de comparación donde se analiza con respecto a un voltaje de referencia 
constante, su salida es luego usada en un retenedor de pulso que alimenta a un contador. 
Cuando la señal de micrófono este por abajo del voltaje de referencia (no hablando) el contador 
cuenta hasta que su salida Q3 cambia a un nivel alto momento en que la electrolaringe es 
apagada. Este lapso de tiempo puede ser ajustado por el oscilador controlado por voltaje 
(VCO). Si el usuario comienza a hablar cuando el contador esta en funcionamiento, este se 
reinicia y se deshabilita hasta que de nuevo el usuario deje de hablar. 
 
3.3.4 Control ON-OFF usando una señal mioeléctrica proveniente de un músculo 
extrínseco de la laringe. 
 
Goldstein [2] propone un método de control on-off de una electrolaringe usando una 
señal mioeléctrica de un músculo extrínseco de la laringe. Como se había mencionado 
anteriormente en el capítulo II, mediante una modificación del procedimiento tradicional de 
 38 
una laringectomía donde se preserva los músculos extrínsecos junto con los nervios laríngeos 
después de la cirugía, es posible obtener señales mioeléctricas para control de una 
electrolaringe que vayan directamente relacionadas con la producción de voz. 
 
Herrmann en 1986 (citado por Goldstein [2]) demostró que transfiriendo el nervio 
laríngeo a un