Bioinstrumentación iii

Cuaderno de prácticas de Laboratorio de Bioinstrumentación III
Plan de Estudios de la carrera de Ingeniería Biomédica UPIBI-IPN Página 0
Cuaderno de Prácticas de
Laboratorio de Bioinstrumentación III
Para la carrera de Ingeniería Biomédica en la UPIBI
De acuerdo al Plan de Estudios del 2009
Elaborado y desarrollado por:
M. en C. Lilia Maricela Padrón Morales
Con la colaboración de:
M. en C. José Luis Hernández Zamora
Ing. Rosa María Ocampo Romo

Contenido
Introducción………………………………………………………………… 2
Práctica 1
ESTIMULADOR ANALGÉSICO ...................................................................... 4
Práctica 2
SIMULADOR DE ECG……………………...………………………………..…. 14
Práctica 3
MARCAPASOS POR INHIBICIÓN
MARCAPASOS VENTRICULAR EXCITATORIO........................................... 20
Práctica 4
BOMBA DE CIRCULACIÓN
CONTROL DE FLUJO PARA
BOMBA PERISTÁLTICA…………………………………………………………………….… 32
Práctica 5
DESFIBRILADOR CARDIACO
DE DESCARGA CAPACITIVA
DE ONDA SENOIDAL AMORTIGUADA
CON CARDIOVERSIÓN ……………………………………………………………..………… 42
Práctica 6
ELECTROCAUTERIO MONOPOLAR…………………………………………………….… 57
Práctica 7
TRANSMISIÓN ULTRASONICA
DETECTAR EL PULSO O LATIDO CAROTÍDEO
CON UN MICROFONO DE CRISTAL PIEZOELÉCTRICO ..................................... 67
Práctica 8
RESPIRADORES Y VENTILADORES
MEDICION DE LA FRECUENCIA RESPIRATORIA
HACIENDO USO DE UN TERMISTOR………….…………………………………………….…76
Conclusiones…………………………………………………………………………………. 80
Bibliografía………………………………………………………………………………………81
Anexos ……………………………………………………………………………..………….… 83

INTRODUCCIÓN
El presente cuaderno de prácticas de laboratorio, está apegado al programa de estudios
de la Unidad de Aprendizaje de Bioinstrumentación III, materia de tipo teórico práctico
del séptimo semestre que forma parte del plan de estudios de la carrera de Ingeniería
Biomédica que se imparte en la UPIBI, por ser alumnos de últimos semestres se supone
que cuentan con bases sólidas de electrónica, sistemas analógicos y sistemas digitales
pues previamente han cursado y aprobado estas materias correspondientes del plan de
estudios por tal motivo, se trabaja mucho en base a los diagramas a bloques de los equipos
médicos dejando libertad al alumno sobre la selección de los C.I. necesarios para
desarrollar la práctica, siempre y cuando logren el objetivo esperado.
Este cuaderno de prácticas se ha convertido en una excelente herramienta didáctica para
orientar a los alumnos de la carrera de Ingeniería Biomédica dentro de la escuela ya que
les permite integrar los conocimientos y fundamentos teóricos de los instrumentos
médicos y los transductores para desarrollar sus habilidades prácticas al trabajar en el
diseño de prototipos sencillos con fines didácticos de instrumentos biomédicos, su
mantenimiento y calibración. Se tratan aplicaciones de la electrónica al campo de la
instrumentación médica, cada una de las prácticas presentadas dentro de este cuaderno de
fue seleccionada y adaptada para su uso seguro dentro del laboratorio de
Bioinstrumentación III, cada una cuenta con fundamentos teóricos sólidos de respaldo
que sirven de apoyo para la integración del conocimiento del alumno, en muchas de las
prácticas se requirió además de que el alumno hiciese adaptaciones y modificaciones para
el uso médico de transductores y servomecanismos conseguidos comercialmente en el
mercado de la electrónica. En este manual es interesante además , las etapas analógicas
y las de acoplo analógico digital, y en la etapa digital los alumnos cuentan con la libertad
de utilizar una gran variedad de dispositivos electrónicos Timers, circuitos TTL, CMOS
(hardware digital), PLA y PLD’s (dispositivos lógicos programables o hardware con
software digital), microcontroladores PIC’s o microprocesadores o computadoras
personales, en el caso de estos últimos se deberá de incluir el programa desarrollado
además del diagrama electrónico y de cableado de sus circuitos y los métodos de acople a la
computadora a través del dispositivo que se adapta al puerto de entrada RS232 o USB.
Para facilitar el cableado correcto de sus prácticas, el alumno deberá contar con las hojas
de especificaciones técnicas de los C.I. utilizados en el desarrollo de su práctica.
El profesor al entregar la práctica, aporta algunas ideas acerca del diseño pero aclara a los
alumnos que ellos tienen libertad de utilizar los C.I. que ellos deseen de acuerdo a su
presupuesto, conocimientos y materiales de trabajo disponibles, siempre y cuando
documenten de forma adecuada su trabajo y logren el objetivo planteado y los resultados
esperados. La duración de cada una de las prácticas es de 2 a 3 sesiones de laboratorio de
3 horas c/u, que se llevan a cabo de forma semanal y el desarrollo de c/u de ellas requiere
de trabajo previo de los alumnos en cuanto a la investigación teórica y el desarrollo y
cálculos del diseño que presentará en el laboratorio, el laboratorio cuenta con
osciloscopio, fuentes y generadores de funciones. El equipo presentará su diseño en socket

experimental (protoboard) y en los casos en que sea necesario pasará el diseño a circuito
impreso. Los alumnos traerán los transductores o harán adaptación de transductores
electrónicos para su uso médico. El trabajo de cada una de las prácticas se realiza en
equipos de máximo 3 o 4 personas c/u.
Una vez realizada cada una de las prácticas y presentada funcionando a los profesores, el
equipo tendrá la obligación de entregar un reporte escrito de la misma, que deberá tener
Objetivo, fundamentación teórica (desarrollada por los alumnos en base a la introducción
de cada práctica dada por el profesor y a su investigación propia), metodología de trabajo,
resultados obtenidos, análisis de los resultados, conclusiones y bibliografía. Se califica
tanto la funcionalidad como la asistencia, participación y el reporte escrito de forma
individual y colectiva.

PRACTICA I
ESTIMULADOR ANALGÉSICO
Objetivo General: Identificar y explicar las características y aplicaciones de los
electroestimuladores musculares analgésicos de propósito general y de uso en
rehabilitación muscular.
Objetivo particular: Diseñar y construir un estimulador analgésico con la forma
de onda siguiente:
100 V
-30 V
Figura 1.1 Formas de onda obtenidas del circuito
Y las siguientes características:
• Frecuencias fijas: 2, 20, 40, 80, 120 Hz.
• Modulación en Frecuencia
• Modulación en Ancho de Pulso
• Trenes de Pulsos
Ancho de pulso 200 µs

• Amplitud positiva de 0 a 100 Volts
• Corriente de 0.001 a 0.06 Amperes
• Ancho de Pulso Máximo 200 µs
• Carga Virtual: 500 Ω
• Puede utilizar componentes discretos o microcontrolador
• La etapa de potencia no debe deformar la forma de onda.
Introducción
El temor de la cultura occidental hacia las agujas y las posibilidades de la
electrónica favorecieron el desarrollo de lo que hoy conocemos como
electroestimulación. Esta nueva técnica utiliza impulsos eléctricos controlados (en
lugar de agujas) que dice servir para paliar dolores, tonificar y fortalecer músculos
y para liberar los reductores naturales del dolor y la inflamación. La
electroestimulación viene empleándose, desde hace mucho tiempo, por algunas
personas que creen que puede ayudar en rehabilitación, en las patologías
musculares más comunes, dicen que previene la atrofia muscular, que relaja las
contracturas y que ayuda al aumento de la fuerza para la estabilidad articular, entre
otras cosas.
La estimulación eléctrica con electrodos de superficie a través de la piel
mediante equipos portátiles viene aplicándose con éxito en la medicina tradicional
desde hace muchos años para el tratamiento del dolor (TENS) y la recuperación
muscular (EMS).
A diario nos enfrentamos con situaciones cargadas de ansiedad, tensión y
nerviosismos que nos agotan físicamente y que hasta pueden provocarnos
pequeñas lesiones orgánicas que, cuando las advertimos, ya se han declarado y
requieren de una atención médica especializada. Y son muchos los que creen que
con el uso de un electroestimulador, como el que se presenta a continuación, se
podrá disfrutar de una relajación que, con el tiempo, se transformará en un mejor
rendimiento físico diario y en una ayuda para gozar de una vida más plena.
Descripción del circuito electrónico
La energía necesaria para hacer funcionar el equipo se obtiene a partir de 4 baterías
doble A (AA). El diseño se basa en un circuito integrado 556 (dos 555 en un mismo
encapsulado) donde uno de ellos trabaja a una baja frecuencia de entre 2 Hz y 100
Hz, y su régimen de trabajo es ajustado por P1. El otro oscilador lo hace a una
frecuencia mayor, que es la necesaria para generar la conmutación a través de T1 y
así obtener la elevación de tensión en la salida.

Figura 1.2 Circuito propuesto del electroestimulador analgésico
Los componentes C5, C6 y D1 se encargan de transformar la señal pulsante de
salida en una forma de onda lo más parecida posible a una onda senoidal pura. Por
su parte, R8 y P2 se encargan de ajustar el nivel de tensión de salida a niveles
variables entre 20 y 100 Volts @ 10 mA de drenaje de corriente máxima. Por lo
tanto, tenemos un oscilador fijo que funciona a unos 500 Hz (este valor no es
crítico) y otro que lo habilita a una frecuencia variable según el ajuste de P1. Tr1 es
un transformador de audio 8 Omh - 1KOhm y donde su primario (1KOhm) debe
utilizarse como salida. A este tipo de transformadores se los suele utilizar en los
circuitos cerrados de música funcional.
Para finalizar la construcción de nuestro electroestimulador debemos considerar
los elementos que colocaremos en los electrodos de salida: los más habituales son
las almohadillas autoadhesivas utilizadas en electromedicina y que se pueden
adquirir fácilmente en cualquier farmacia u ortopedia. Estos electrodos son muy
cómodos de utilizar, ya que no requieren bandas elásticas para su fijación en el
paciente y no necesitan cuidados especiales ya que la mayoría son desechables o
descartables.

Ejemplo de electrodos
autoadhesivos
Fáciles de colocar y quitar Al ser descartables
impiden cualquier
contagio
Fig. 1.3 colocación de los electrodos del estimulador analgésico
La frecuencia, dosis e intensidad deberán ser especificadas por un profesional.
Como orientación genérica podemos afirmar que las frecuencias entre 80 y 100 Hz.
tienen mayor efecto analgésico que aquellas que las superan. Por su parte, las
frecuencias que oscilan entre 20 Hz y 70 Hz están orientadas a los entrenamientos
musculares para lograr una buena tonificación y modelado de la zona de aplicación.
Por debajo de los 20 Hz, los efectos logrados son descontracturantes y, a su vez,
mejoran la circulación sanguínea favoreciendo la oxigenación de la sangre y la
creación de nuevos capilares.
El tiempo de duración del tratamiento será el aconsejado por un profesional. En la
mayoría de los casos, los tiempos oscilan entre los 15 y los 30 minutos. Por último,
la amplitud de la tensión de salida ajustable por P2 deberá adecuarse según la
sensibilidad del paciente y, al igual que en el caso anterior, siguiendo los consejos
de un profesional para no provocar lesiones.
Contraindicaciones
El uso de los electroestimuladores está contraindicado en las siguientes situaciones
o zonas del cuerpo:
 Enfermedades graves
 Fiebre superior a 38°
 Enfermedades infecciosas
 Cáncer
 Embarazo
 Enfermedades cardíacas
 Tumores en el aparato digestivo

 Dolores de Cabeza
 Problemas graves en las articulaciones
 Pacientes que deban hacer reposo
 Pacientes considerados por el fisioterapeuta profesional no aptos para el uso
de electroestimuladores.
Este tipo de circuitos es delicado si no se toman las medidas de precaución
necesarias, la idea es un generador de pulsos (oscilador astable) de corta
duración, estos pulsos van a un transformador de voltaje colocado al revés, es
decir la salida original del transformador o secundario va a la salida del
oscilador (un 555 en este caso) como esta en reversa el transformador elevará el
voltaje en el sentido inverso, es decir si ponemos un transformador 220/6
voltios al revés la nueva relación será 6/220 es decir unas 40 veces estos pulsos
de alto voltaje pero baja corriente son los que hacen contraer al músculo y es el
principio de funcionamiento de estos aparatos, los electrodos que pueden ser
un par de discos de metal, o los adhesivos desechables de plata/cloruro de plata,
no deben ir directamente a la piel porque pueden irritar y dejar marcas,
generalmente se le pone una crema o gel electrolítico a base de agua o se les
recubre con pequeñas esponjas humedecidas en la crema o gel electrolítico,
este es un circuito elemental, la prueba se hace sobre un brazo para ver las
reacciones, pero eso si por seguridad, NUNCA utilizar un adaptador de voltaje
para alimentarlo, solo usarlo con las pilas.
Figura 1.4 Etapa de Potencia del electroestimulador analgésico
 Partes:
P1______________4K7 Potentiometro Linear (Controla la intensidad o
amplificadortud del pulso,comenzar de cero e ir aumentndo)
R1____________180K 1/4W Resistor
R2______________1K8 1/4W Resistor (Cambiando R2 de 5,6K ohm a

10K maximo se tienen pulsos mas fuertes)
R3______________2K2 1/4W Resistor
R4____________100R 1/4W Resistor
C1____________100nF 63V Polyester Capacitor
C2____________100΅F 25V Electrolytic Capacitor
D1______________LED Red .
D2___________1N4007 1000V 1A Diodo
Q1,Q2_________BC327 45V 800mA PNP Transistor
IC1____________555 Timer IC
T1_____________220V Primario, 12V Secondario 3 voltos
transformadorrmer
SW1____________SPST Switch (viene con P1)
B1_____________3V Bateria (2 pilas 1.5V AA or AAA en serie)
Aqui hay otra variante , sin utilizar transformadores de voltaje solo un
transformador de salida de audio es decir el transformador que adapta la
salida de los transistores a las bocinas en un amplificador de audio
Figura 1.5 Etapa de potencia del electroestimulador analgésico
con LM 555
Si es la toma el valor de 4 - 8 ohm de las bocinas se obtiene unos 100 voltios
pulsantes que cosquillean pero no hacen daño , es importante recalcar que esto
da un voltaje no letal siempre que se alimente con pilas y se tenga cuidado , el
potenciómetro en serie con las placas de salida atenua el voltaje para irlo

incrementando en intensidad , el potenció metro en serie con la base limita la
corriente de base para tener mayor o menor amplificación.
Fig. 1.6 Diseño completo de un electroestimulador

Fig. 1.7 Diseño de electroestimulador EMS, colocación de los
electrodos y tabla de resultados obtenidos por equipo de: Azcona
Arrieta Aída, Cerón Ortiz Juan Luis, Duarte Sánchez Miguel y Peña Victoria
Berenice Lab.BioIII UPIBI-IPN Ago-dic2011
Resultados
obtenidos.
Vpp
Voltaje mínimo 1.8V
Voltaje máximo 50V
Voltaje en pilas 5.15V
Corriente
máxima
214mA
Corriente
mínima
5mA
Transformador 12V-500mA
Frecuencia 3.44Hz

Fig 1.8 Otras formas de onda generadas con los electroestimuladores
EMS y TENS

Las pruebas de funcionalidad se dan en cuanto al armado del circuito, la verificación del
funcionamiento correcto con la ayuda del osciloscopio y multímetros, y la prueba del
circuito colocando dos electrodos de Ag/AgCl tipo ECG desechables en la posición
apropiada en un músculo flexor Biceps o radial de la extremidad superior que se colocará
en postura relajada, y realizando la conexión de las salidas del equipo con caimanes, el
alumno que lo pruebe estará con los ojos cubiertos y lo que se verificará es el logro de la
contracción involuntaria del músculo Biceps o los dedos índice y pulgar de la mano en el
caso de que los electrodos estén colocados en el músculo radial.

PRÁCTICA 2
SIMULADOR DE ECG
Objetivo General: diseñar un simulador de señal de ECG con chips y circuitos
electrónicos discretos como diodos, transistores, opams, resistencias y capacitores .
Objetivo particular: Crear un dispositivo simulador de señal ECG funcional, esta señal
servirá de base para desarrollar posteriormente prácticas de instrumentación biomédica
como un marcapasos por inhibición, y para probar un desfibrilador con cardioversión este
simulador deberá ser capaz de presentar señal ECG normal y con arritmias.
Figura 2.1 Forma de presentar el simulador ECG diseñado

Figura 2.2 señal de ECG con arritmia.
Antecedentes Teóricos
El origen del simulador se debe a sugerencias a través de varios años,de
participantes en talleres de interpretación de arritmias cardíacas. Numerosos
participantes notaron que usando un simulador con un monitor cardíaco era una
manera muy efectiva de aprender las diferentes arritmias del corazón-una
experiencia muy similar a la realidad sin poner en riesgo la salud o la vida de
ningún paciente.
Aunque hay muchos centros hospitalarios que poseen simuladores, la mayoría
del personal de enfermería y paramédicos no tienen acceso a estos costosos
equipos(simuladores entre $3000 y $5000 y los monitores entre $10000 y 20000
dólares).
La red ya tiene numerosos sitios que se dedican a ofertar módulos de textos de
ECG. Recientemente , con la llegada de versiones avanzadas de Flash es que se ha
podido crear un simulador disponible en la red que reúna ciertas condiciones:
- rápida descarga(menos de 200 K de tamaño)
- interactividad avanzada sin ficheros de gran tamaño
- utilizable en varias plataformas(Flash está disponible para Windows, Mac y Unix)
- inclusión de sonido y animación con ficheros pequeños
- utilización de animación antes de una descarga completa de la animación
Estas ventajas junto con las innovaciones en hardware y software de navegadores
permiten la posibilidad de crear un simulador compacto y rápido de descargar
(menos de 95 K de tamaño).

Pero para mejorar la calidad del aprendizaje del ingeniero Biomédico en esta
sección se propone el desarrollo de un simulador de señales de ECG con circuitos
electrónicos discretos el cual servirá de base para que posteriormente diseñen un
marcapasos, el simulador de señal ECG deberá ser capaz de presentar la señal
normal y con al menos una arritmia cardiaca ventricular.
Se trata de un simulador de señal de electro-cardiograma (latidos del corazón. El
simulador debe ser, de preferencia, a base de diodos, transistores, arreglos de
resistencias y capacitores, amplificadores operacionales y demás elementos por el
estilo.
El período de la señal es de 0.64 ms y se puede dividir a base de monoestables en 3
de 0.08, 1 de 0.24 y 1 de 0.16ms, esto a base del 555 en el modo monoestable
usando el flanco de bajada.
Hay que convertir los pulsos cuadrados del 555 en las formas de onda necesarias
para formar la señal de ECG:
Figura 2.3 Duración Normal de la señal ECG
Esto es la suma de dos medias ondas senoidales para el P y T + una triangular para
el complejo QRS.
La suma la van a hacer con circuitos sumadores y una vez obtenida la onda del ECG
completa se deberá poder variar la frecuencia desde los valores normales a otras
frecuencias para simular Taquicardia, Bradicardia o arritmias cardiacas.
Queremos todos los complejos PQRST necesarios para un registro de ECG de 15
segundos. También se puede utilizar el diseño de la práctica anexa pero sumando
las señales de salida para formar todo el registro ECG es decir: onda P, Complejo
QRS y onda T.

Figura 2.4 Señal de ECG y escala que se maneja en el papel milimétrico
de registro
La intención es que la suma de todas estas sea la señal de periodo normal de .64ms
Figura 2.5 Una propuesta de diseño para el simulador ECG

Figura 2.6 Diseño de pista y lista de partes para el diseño de un
simulador ECG

Figura 2.7 Otra propuesta para el diseño de un simulador ECG
haciendo uso de 1 FET y OPAMs y lista de Materiales requeridos.
Las pruebas de funcionalidad consisten en la observancia de la forma de onda de la
señal ECG en el osciloscopio, el certificar que se puede variar la frecuencia de la
señal ECG en los límites deseados para simular taquicardia y Bradicardia y paro
cardiaco.
Figura 2.8 Diseño de simulador ECG, formas de onda obtenidas en el osciloscopio por
el equipo de Laboratorio de Bioinstrumentación III formado por Alcaraz Carranza
Karla Patricia, Carbajal Márquez Eduardo, Castro Martínez Jorge Ulises y García
Martinez Jose Luis, Agosto/Diciembre 2011

PRÁCTICA 3
MARCAPASOS POR INHIBICIÓN
MARCAPASOS VENTRICULAR EXCITATORIO
Objetivo General: Identificar las características y aplicaciones de los marcapasos
cardiacos electrónicos de uso especial.
Objetivo particular: Diseñar y construir un marcapasos ventricular excitatorio
(VVTOO) que genere un estímulo controlado en voltaje y cuya frecuencia varíe de 1 a 2 Hz
al faltar el complejo QRS del ECG. Aprovechar también el simulador de ECG construido
en la práctica anterior para sensar el complejo QRS y generar solo los pulsos faltantes
para estimular el ventrículo y normalizar la función cardiaca en las frecuencias cardiacas
de 60 a 120 Latidos por minuto. La característica de ser marcapasos por inhibición se da
debido a que en caso de que el corazón del paciente pueda “latir por si mismo” el
dispositivo detectará este “latido natural” y no estimulará artificialmente el corazón en ese
momento favoreciendo así la recuperación real de la salud del paciente.
Figura 3.1 ubicación del marcapasos y posicionamiento de los electrodos en el
cuerpo del paciente.

Figura 3.2 Señal de ECG típica con superposición del momento de
contracción ventricular
Introducción teórica
Un marcapasos es un aparato electrónico generador de impulsos que excitan artificial y
rítmicamente el corazón cuando los marcapasos naturales del corazón no pueden
mantener el ritmo y la frecuencia adecuados. Además estos dispositivos monitorizan la
actividad eléctrica cardiaca espontánea, y según su programación desencadenan impulsos
eléctricos o no.
Hyman fue el primero que estimuló el corazón con un generador de impulsos externo
(que cargaba manualmente con una manivela) mediante unos cables transtorácicos hasta
el corazón, pero fue el Dr. Senning, en 1958, quien inició la estimulación cardiaca con el
marcapasos tal como se entiende hoy día, con el generador de estímulos implantado dentro
del cuerpo. Las primeras pilas utilizadas fueron de níquel-cadmio, que sustituidas
posteriormente por las de mercurio-zinc y finalmente por las de litio, consiguiéndose un
tamaño mucho más pequeño
Otro paso muy importante fue la aparición de los circuitos integrados en sustitución de
los transistores, que además de reducir el tamaño han permitido la programación del
marcapasos desde el exterior. Actualmente los marcapasos son muy sofisticados,
incluyendo un microprocesador, permitiendo medir y programar un gran número de
parámetros.
FISIOLOGÍA CARDIACA
El corazón tiene un marcapasos fisiológico normal, el nódulo sinusal, situado en la pared
de la aurícula derecha, que genera impulsos eléctricos de forma autónoma. Estos impulsos
se transmiten al nodo aurículoventricular y sistema de Purkinge, produciéndose la
despolarización de los ventrículos y la contracción muscular de los mismos. Pero cuando
este sistema de conducción no funciona bien, puede ser necesaria la colocación de un
marcapasos artificial.

Figura 3.3 Sistema de conducción eléctrica normal del corazón.
Figura 3.4 Forma normal de onda ECG en DI con valores normales de
duración de ondas e intervalos.

Figura 3.5 Forma de onda ECG en la fibrilación auricular normal y con
marcapasos.
ELEMENTOS BÁSICOS
El marcapasos consta de un generador de impulsos y catéteres con superficies expuestas
(electrodos.) El generador tiene una batería cuya función es aportar corriente eléctrica
suficiente para la estimulación de las fibras miocárdicas. Actualmente se usan baterías de
Litio que permiten mayor duración, confianza y predicibilidad de su agotamiento. Consta
también de un oscilador que se encarga de que el estimulo entregado dure intervalos de
tiempo breves y a una frecuencia acorde a la programación: Esto se modifica según el
sensado; intervalo A- V, etc.
(a)

Electrodos epicardicos
situados en las aurículas
y ventrículos
Adaptador para la conexión de los hilos
conductores al generador del
marcapasos
Conexión del
adaptador al
generador. En las
clavijas
(b)
Figura 3.6 (a) partes del marcapasos generador de pulsos y electrodos
(b)ubicación y colocación de los electrodos en el corazón y su fijación y
conexión al marcapasos
Se ha llegado al acuerdo internacional de identificar el tipo de marcapasos con la siguiente
nomenclatura:
I CAMARA
ESTIMULADA
II
CAMARA
SENSADA
III
RESPUESTA
SENSADO
IV
PROGRAMACION
RESPUESTA
FRECUENCIA
V FUNCION
ANTITAQUICARDIA
0 0 0 0 0
A A I R P
V V T P S
D D D(I+D) M D(P+S)
S S C
Figura 3.7 Clasificación de la NASPE y de la BPEG para clasificar los
marcapasos. NASPE : North American Society of Pacing and Electrophisiology
BPEG : British Pacing and Electrophisiology Group
Fuentes de energía y tipos de baterías para los marcapasos
La batería de mercurio- zinc fue desarrollada en 1947, y se implanto por primera vez en
1960 tenia una duración superior a la de níquel aluminio recargable que en la práctica solo
alcanzaba los dos años de edad y tenía problemas de fallos prematuros debido a su
electrolito líquido corrosivo teniéndose que cargar semanalmente.
Un desarrollo posterior introdujo la batería nuclear, con una vida media estimada de 25-30

años de edad. Se implanto en Francia por primera vez en 1970. Aunque estos marcapasos
tienen una tasa de supervivencia acumulada más alta de entre todas las fuentes de energía
se ha limitado su uso. Los problemas principales son:
1. Posibles lesiones por radiaciones, tanto en el paciente como en otras personal
2. Posibilidad de contaminación radioactiva si se rompieran las capsulas selladas
herméticamente.
Las baterías a base de Litio, son las que se utilizan hoy de forma general pareciendo ser
las de mas larga vida las de litio-sulfuro cuprico.
En el tema de protección de los circuitos se han probado diversas opciones finalmente la
triunfadora ha sido la carcasa de titanio por las siguientes cualidades durabilidad,
protección vs corrosión, menos riesgo de rechazo del paciente.
La conexión de los electrodos también se ha desarrollado con el tiempo para evitar fugas y
roturas de los mismos en las conexiones con el generador.
Figura 3.8 Algunos tipos de marcapasos y sus cubiertas para evitar rechazo, a
base de Epoxi, acero inoxidable y titanio. Iconografía: St. Jude Medical
Figura 3.9 Elementos y partes componentes de un marcapasos
comercial . Iconografía: St. Jude Medical

Figura 3.10 dispositivo de marcapasos moderno con conexión de cables .
Iconografía: St. Jude Medical
El circuito básico de un generador consta de :
1. Amplificador de sensado
2. Circuito lógico
3. Circuito de comunicación , conectado con el anterior
4. Circutio de salida conectado también con el circuito lógico y el cable
Figura 3.11 Diagrama a bloques de un marcapasos . Iconografía: St. Jude
Medical
El Amplificador de sensado consta de protección contra desfibrilacion, filtros,
amplificadores y comparador.

La señal de entrada por el amplificador de sensado llega al circuito lógico, compuesto por
osciladores, controlador y marcapasos, estando conectado el controlador al circuito de
comunicación. El Circuito de comunicación lleva un sistema de telemetría que le permite la
variación a través del mismo de los parámetros del marcapasos como puede apreciarse en
las figuras adjuntas.
Figura 3.12 Descripción de partes del amplificador de sensado de un
marcapasos . Iconografía: St. Jude Medical
Figura 3.13 Diagrama a bloques del circuito de salida de un marcapasos .
Iconografía: St. Jude Medical

Figura 3.14 Diagrama a bloques del circuito de comunicación de un
marcapasos. . Iconografía: St. Jude Medical
Se ha creado todo una terminología en el caso de los marcapasos para definir sus distintas
funciones tanto de sensado como de activación y es un vocabulario que precisamos
conocer.
UMBRAL : Amplitud mínima del estimulo con una determinada anchura del impulso
necesaria para conseguir la despolarización miocárdica ( es decir, la captura) fuera del
periodo refractario del corazón.
IMPEDANCIA : Suma de todas las fuerzas que se oponen al flujo de corriente en un
circuito eléctrico. En los marcapasos esta determinada por la resistencia de las
derivaciones, del tejido entre los electrodos y de las interfases electrodos – tejidos.
DETECCION : Amplitud pico a pico (en mV) de la señal intracardiaca, P o R.
RAPIDEZ DE CAMBIO : Cambio del voltaje del Electrograma intracardiaco a lo largo
del tiempo (dv/dt)
SENSIBILIDAD :Nivel en mV que debe de superar un electrograma intracavitario para
ser detectado por el marcapasos.
HISTERESIS DE FRECUENCIA : Retraso del comienzo de la activacion ventricular
para conservar la activacion y la contracción fisiológicas normales.
HISTERESIS AV : Búsqueda automática de eventos ventriculares espontáneos durante
un intervalo AV prolongado. Si hay sucesos ventriculares espontáneos, el intervalo AV
permanece prolongado para conservar la conducción AV intrínseca.

Figura 3.15 comparador polarizado con 5Vdc y tierra, que en su pata no inversora
tiene un voltaje de referencia que corresponde a ¾ de la amplitud total de la señal del
simulador ECG (esto es sólo se capta la R del complejo QRS) y en la pata inversora
tiene como entrada la señal del simulador ECG. A la salida Vout se obtendrán pulsos
TTL que corresponden a los tiempos de cada complejo QRS de la señal del simulador
ECG.
Detector de pulsos faltantes con el timer 555
Figura 3.16 Sugerencia para el diseño en el laboratorio de
Bioinstrumentación III con un missing pulse detector o detector de pulsos
faltantes realizado con un Timer 555.
De aquí hay que invertir la
señal y conectar a otro astable
por la polarización (si se desea
que funcione de forma
automática al faltar la señal
ECG, o a un monoastable para
dar pulsos aislados ante pulsos
ECG faltantes.
Aquí entra la señal de un
comparador de OPAM polarizado
a 5 Vdc en el que en una de sus
patas se conecta la señal ECG (del
paciente o del simulador ECG) y
en otra un voltaje de referencia
que cruce a la altura de la R, de la
señal ECG. Ver fig. 3.15

Timer 555 en configuración
astable
Figura 3.17 timer 555 en configuración astable que puede ser utilizado como
fuente de pulsos para el marcapasos, no olvidar que en el ECG el duty cicle es
distinto siendo t1 = QRS interval= 0.09 seg, ver figura 3.4 y t2 = intervalo RR .
La polarización +Vcc se obtiene de la salida invertida del detector de pulsos
faltantes.
Figura 3.18 ritmo del marcapasos originado por un marcapasos intracardiaco,
las formas anchas de los complejos ventriculares precedidas por el pico del
marcapasos nos dan el ritmo o frecuencia del marcapasos.
Este circuito detecta la falta o pérdida de uno o más de los pulsos de un tren continuo de
ellos aplicado a su entrada . El principal componente de este circuito es el temporizador
555 . En este circuito se configura como un monostable , es decir, un circuito que a la salida
dá un solo pulso en alta cada vez que se le dispara a través de una bajada en su pin 2.
Cada vez que un pulso de bajada llega a la pata 2 del temporizador 555 este se dispara para
dar en la salida un solo pulso alto en el pin 3. El ancho de pulso se define por los valores
de la resistencia R2 y el condensador C1 de acuerdo a la bien conocida fórmula T =1.1 RC.
R2 y C1 deben elegirse de tal manera que el ancho de pulso de salida en la pata 3 sea

ligeramente mayor que el tiempo que hay entre cada pulso de entrada. Si la llegada de los
pulsos al pin 2 es continua , la salida nunca podrá terminar un pulso único , es decir no
tendrá tiempo de "bajar" permaneciendo siempre en alta. Se debe poner un led con su
resistencia para observar este efecto.
Esto se debe a que el temporizador 555 siempre será redisparado por las bajadas de los
pulsos entrantes y el condensador C1 siempre se descargará a través del transistor Q1 cada
vez que un nuevo pulso de entrada llegue. Como tal, la salida de la pata 3 del 555 siempre
será 'alta' .
Sin embargo, la falta de un pulso en la entrada permitirá que la pata 3 termine la salida de
un pulso programado por R2 y C1 no importa si el siguiente pulso entrante lo vuelve a
redisparar, significa que va a cambiar su estado de 'alta' a 'baja' después que el ancho de
pulso se ha alcanzado , con esto ya se obtuvo un pulso negativo (bajada) que puede usarse
para activar una alarma o disparar otro monostable 555 que nos conecte una sirena el
tiempo que programemos ,esta será nuestra alarma.
El detector de pulsos faltantes hay que programarlo en la práctica de acuerdo a la
frecuencia de pulsos que entran , moviendo el potenciómetro para que el pulso de salida
del monoastable sea solo un poco mayor al período de las ondas cuadradas entrantes , es
fácil hacerlo en osciloscopio , de lo contrario hay que echar mano a nuestros cálculos
aritméticos , recordar que el período de un tren de ondas es el inverso de su frecuencia
T=1/f para con esto calcular el tiempo del monoastable e ir ajustando poco a poco hasta
que la salida siempre este en alta , poniendo un led con su resistencia para monitorear la
salida, el funcionamiento se prueba interrumpiendo momentáneamente los pulsos de
entrada , el led debe apagarse y se vuelve a prender cuando los pulsos regresan , funciona
bien con entradas cableadas. Para hacer un enlace óptico mediante laser o infrarrojo hay
que tener en consideración que los pulsos que llegan al fototransistor o a la fotoresistencia
llegan distorsionados, muchas veces con un nivel no digital , hay que conformarlos o
"cuadrarlos" nuevamente con comparadores o Schmitt trigger para recuperar la réplica de
la onda transmitida , es un trabajo más complejo que hacerlo con línea cableada.
Las pruebas de funcionalidad consisten en la obtención de los pulsos del marcapasos
superpuestos y sumados con la señal de ECG del simulador para verificar su
funcionamiento y sincronización adecuada en los casos de paro cardiaco, taquicardia,
bradicardia y arrtimias.

PRÁCTICA 4
BOMBA DE CIRCULACIÓN
CONTROL DE FLUJO PARA BOMBA PERISTÁLTICA
Figura 4.1 Bomba peristáltica con motor D.C.
OBJETIVO: Controlar el flujo o gasto de una bomba peristáltica pequeña con motor de
D.C. al menos en 3 flujos distintos.
Material Necesario:
Conseguir una pequeña bomba peristáltica dosificadora pequeña controlada por motor de
D.C. a 12 Volts o menos en el centro en las calles de Victoria en el Centro Histórico de
México,D.F. o en las casas donde venden peces y acuarios pequeños, se requiere una por
equipo de laboratorio para realizar una práctica de control de flujo.
Tubería o manguera del tipo necesario para la bomba peristáltica, una probeta graduada y
un cronómetro.
Circuitos Integrados, Resistencias, capacitores, potenciómetros, (al gusto según el diseño
seleccionado), Timers 555, conversores de F/V LM2907,
Introducción Teórica
Una bomba peristáltica es un tipo de bomba de desplazamiento positivo usada para
bombear una variedad de fluidos. El fluido es contenido dentro de un tubo flexible
empotrado dentro de una cubierta circular de la bomba (aunque se han hecho bombas
peristálticas lineales). Un rotor con un número de 'rodillos', 'zapatas' o 'limpiadores' unidos
a la circunferencia externa comprimen el tubo flexible. Mientras que el rotor da vuelta, la
parte del tubo bajo compresión se cierra (o se ocluye) forzando, de esta manera, el fluido a
ser bombeado para moverse a través del tubo. Adicionalmente, mientras el tubo se vuelve a

abrir a su estado natural después del paso de la leva ('restitución'), el flujo del fluido es
inducido a la bomba. Este proceso es llamado peristalsis y es usado en muchos sistemas
biológicos como el aparato digestivo.
Usos típicos de Bombas peristálticas
• Máquinas de diálisis
• Máquinas de bombas para bypass de corazón abierto
• Bombas de infusión de sueros
• Fabricación de alimentos
• Dispensar de bebidas
• Producción farmacéutica
• Lodo de aguas residuales
• Fuentes y cascadas decorativas de mesa (éstas son las que se pueden conseguir en
el centro en la Calle de Victoria, hay que comprar una pequeña controlada por
motor D.C. a 12 Volts o menos)
• Sistemas de inyección de tinta de las impresoras.
Aplicaciones médicas del diseño
Figura 4.2 Máquina de Hemodiálisis

Figura 4.3 Máquina de circulación extracorpórea (máquina corazón-
pulmón)

Fig. 4.4 . Circuíto de hemofiltración modificada
Figura 4.5 Extracorporeal membrane Oxygenation ECMO
utilizada
Más en pacientes neonatos y Pediátricos.
O en adultos con severos Daños en corazón y pulmones

Figura 4.6 Máquina corazón pulmón de circulación extracorpórea
La bomba de rodillo, rotatorias o peristálticas diseñadas por De Bakey para uso en
máquinas de circulación extracorpórea y en Hemodiálisis son las más utilizadas. En los
últimos 30 años las bombas de rodillo han sido las más comúnmente utilizadas para by
pass cardiopulmonar. La bomba consiste en una serie de tubos localizados en la parte
interna de una superficie curva. La superficie curva se encuentra en el perímetro externo
de unos rodillos ubicados en los extremos de dos brazos rotatorios (normalmente 2
ubicados a 180º entre ellos). El sistema se organiza de forma que un rodillo comprima el
tubo en todo momento. El flujo sanguíneo es inducido por la compresión sobre el tubo,
presionando así la sangre hacia delante de los rodillos. La rata de flujo depende del tamaño
del tubo, la longitud del circuito, la frecuencia de rotación de la bomba (revoluciones por
minuto). Existen tablas de calibración que deben ser revisadas constantemente para
asegurar el correcto flujo de la bomba. El grado de oclusión dado por los rodillos debe ser
ajustado para evitar la hemolisis (destrucción de los glóbulos rojos y otras células
sanguíneas) . La compresión excesiva agrava la hemólisis y el desgaste de los tubos, muy
poca oclusión produce igualmente hemólisis, pero peor aún compromete el gasto cardiaco.
La mayoría de cirujanos cree que la menor hemólisis aparece cuando los rodillos se
encuentran levemente no oclusivos.
Un problema fisiológico que surge a menudo es el de la importancia del flujo pulsátil de
la circulación normal. Según datos experimentales, para largos periodos de tiempo el flujo
pulsátil es importante, pero para cirugías de 1 a 4 horas no presenta mayor problema. El
aumento del tono vasomotor que tiene lugar durante la circulación extracorpórea puede
ser una respuesta fisiológica al riego no pulsátil.[14] Por este motivo se han diseñado
algunos métodos para lograr el flujo pulsátil. Aunque no es del tema de esta revisión las
bombas de contrapulsación intraaorticas, y las bombas hidráulicas o neumáticas de tipo
ventricular son algunos ejemplos.
Al controlar la velocidad del motor de D.C. se puede controlar el flujo o gasto de la bomba
en varios valores, para fines de esta práctica sólo deberá ser en tres valores distintos.

Figura 4.7 Componentes de una bomba peristáltica o rotatoria
CONTROL DE MOTORES SÍNCRONOS
Figura 4.8 Estructura Interna de un Motor de D.C.

Figura 4.9 : A la izquierda se observan varios modelos de Motores de D.C. a la
derecha se observa un motor de D.C. conectado a un sistema de engranes lo
que sirve para reducir la frecuencia (RPM) y aumentar el torque o fuerza.
Los motores síncronos son usados como servo-controladores en aplicaciones
como equipos periféricos de computadoras, robóticos y como controladores de
velocidad ajustables en una variedad de aplicaciones como: bombas de carga
proporcional, grandes abanicos y compresores. En aplicaciones de baja potencia
hasta unos cuantos kilowatts, son usados motores sincrónicos de imán permanente
(ver Figura 1). Estos motores son a menudo referidos como motores de "DC sin
brocha" o motores conmutados electrónicamente. A continuación aparece un
sistema de control de velocidad de circuito cerrado para un motor de D.C.
Figura 4. 10 Conversor F/V LM2907

Figura 4.11 Sistema de Control de motor de CC en lazo cerrado
El sistema de control de velocidad de un motor de D.C. de lazo cerrado también
conocido como servomotor por el lazo de retroalimentación de posición, aquí se
requiere de sensar la velocidad del motor con un tacómetro, convertir de frecuencia
a voltaje la señal y retroalimentarlo a la entrada del sistema. El sensado de la
velocidad se puede hacer montando un disco negro con una o varias ranuras o
hendiduras al eje del motor y fijando un optoacoplador para convertir la velocidad
en una serie de pulsos de cierta frecuencia, luego se convierte la frecuencia a voltaje
con un convertidor de F/V comercial y se retroalimenta a la entrada de forma
negativa y se suma o diferencia en la entrada. Este tipo de servomecanismos es
controlado por frecuencia y si se quiere más torque hay que agregar
transformadores de engranes.

Figura 4.12 servomotor comercial Servo HITEC con accesorios
Se controlan a través de tres cables, dos son para voltaje y tierra y el tercero para una señal
de posición de control que es un pulso. Una posición central sería un pulso de 1.5
milisegundos, que es enviado 50 veces por segundo al motor (cada 20 millisegundos). Un
pulso de 1 ms rotará el eje totalmente a la izquierda y un pulso de 2 ms rotará totalmente el
eje a la derecha. Cualquier valor intermedio hará posicionar el eje entre los +-/90 grados,
con respecto al centro (1.5 ms) como siempre es una aproximación dependiente del
Hardware y toca probar el rango mínimo y máximo del servo y los pulsos.
La alimentación del servo debe ser de 4 a 6 voltios y debe estar separada a la del
microcontrolador y por lo menos debería tener una capacidad de 1 amperio, si se utiliza
un regulador de voltaje con suficiente capacidad se puede conectar a la misma fuente de
alimentación que el microcontrolador.
Figura 4.13 Este otro circuito sirve para controlar la velocidad del motor con
un sistema de control de ancho de pulso (Pulse Width Meter=PWM), el ajuste
de la velocidad se hace con el pot de 100K. Este sistema de control es de lazo
abierto (no retroalimentado).

Este circuito sirve para controlar la velocidad de un motor de D.C de 12 Volts por ancho
de pulso, es mejor hacerlo con este tipo de circuito en vez de utilizar una fuente de D.C.
variable porque si lo haces así, conforme vayas disminuyendo el voltaje perderás Torque o
fuerza, en este circuito se debe modificar el Mosfet tipo IRF830, sustituyéndolo por uno
IRFZ44 que puede manejar perfectamente de 20 a 30 Amperes (con un disipador de calor
de aluminio y grasa disipadora de calor), y el potenciómetro de 100 K, que sirve para
regular la velocidad lo puedes comprar de tipo líneal o multivuelta para mayor precisión.
Figura 4.14 Circuito para control de velocidad de un motor por PWM pulse
width modulation o modulación de ancho de pulso. Iconografía
http://usuarios.lycos.es/cefimees.
Este otro circuito permite el control de velocidad de un motor DC, la alimentacion
"V" puede ser dependiendo del motor a utilizar,cabe mencionar que para motores
mas grandes se debe tener en cuenta corriente,voltaje,potencia, etc. En este caso se
utiliza un circuito a base de Flip/Flop RS.
También se puede diseñar un PWM con un microcontrolador PIC 16F084 o
superior, pero hay que trabajar en el acondicionamiento de la señal de salida para
darle la potencia necesaria para controlar la velocidad del motor sin perder Torque.
Las pruebas de funcionalidad se realizan mostrando el funcionamiento de la bomba
peristáltica y el control electrónico para manejar y controlar flujo de líquidos (agua
con sabor de Jamaica o cereza), haciéndolo circular a través de tuberías flexibles
desde un recipiente hasta otro graduado (por ejemplo una probeta de laboratorio)
y cronometrando el tiempo para calcular el flujo o gasto al menos en tres niveles,
bajo, medio y alto. Con la tubería purgada (ausente de burbujas de aire).

PRÁCTICA 5
DESFIBRILADOR CARDIACO DE DESCARGA CAPACITIVA
DE ONDA SENOIDAL AMORTIGUADA CON CARDIOVERSIÓN
Figuras 5.1 a) paciente sometido a RCP con ayuda de un desfibrilador,
b) dibujo acerca del funcionamiento de un desfibrilador
Objetivo General: Identificar y explicar las características y aplicaciones de los
estimuladores de propósito general y de uso especial para ayudar a recuperar el músculo
cardiaco.
Objetivo Particular: Diseñar y construir una fuente para cargar un capacitor de
desfibrilador el cual sea capaz de desarrollar una energía de 20 Joules en un máximo de
30 segundos, el desfibrilador deberá ser con cardioversor (sincronizado con la señal ECG
que obtendrán del simulador de ECG diseñado previamente.
Introducción Teórica:
Una de las técnicas de RCP (resucitación cardiopulmonar) consiste en la intubación
endotraqueal del paciente y la asistencia respiratoria mediante el uso de un ambú, pero
para lograr la resucitación cardiaca de un paciente que tiene problemas de fibrilación
cardiaca (aurícular o ventricular) es necesario utilizar un desfibrilador cardiaco para
(a)
(b)

aplicar una descarga eléctrica intensa a través del corazón y restablecer el ritmo cardiaco
normal.
La fibrilación ventricular es una arritmia letal que resulta de la contracción incoordinada
de las fibras ventriculares. Al perderse la acción conjunta de dichas fibras, no se logra el
efecto de bombeo de sangre hacia el organismo. La actividad eléctrica registrada es
caótica, y en la señal de ECG no se pueden distinguir los complejos QRS. Para revertir esta
situación se puede aplicar una descarga eléctrica intensa a través del corazón, proceso
conocido como desfibrilación, lo cual provoca una despolarización simultánea de una masa
crítica de fibras musculares cardiacas.
Figura 5.2 Cadena de supervivencia de un paciente
Figura 5.3 Focos ectópicos en el corazón causantes de fibrilación ventricular

Figura 5.4 ECG representando las patologías de Taquicardia y Fibrilación
ventricular
(a) (b)
Figuras 5.5 a y b muestran la colocación correcta de los electrodos o paletas
para pasar la corriente de un desfibrilador en un simulador y en un paciente
real.
Figura 5.6 El desfibrilador y la posición correcta para colocar los electrodos o
paletas para realizar una desfibrilación.

Figura 5.7 Ubicación correcta de los electrodos para realizar una
desfibrilación.
Entre un 75 y 90% de la masa de las fibras responderán simultáneamente a esta activación
forzada. Cuando regresen al estado de reposo estarán en condiciones de responder al
marcapasos natural (nodo S-A), restaurándose el sincronismo y el bombeo de la sangre.
El choque de corriente continua sobre el corazón provoca la despolarización
simultánea de todas las células miocárdicas, que provocan una pausa para la
repolarización; y posteriormente, si ha tenido éxito, el corazón retoma el rítmo
eléctrico normal, con la despolarización y contracción muscular, primero de las
aurículas y posteriormente de los ventrículos. El éxito del tratamiento depende
tanto de la patología subyaciente, como de la densidad de corriente que se alcanza
en el miocardio.
Cardioversión
Las aurículas también pueden fibrilar, pero esta situación no representa una arritmia letal
como ocurre con la fibrilación ventricular. La acción incorrdinada de las fibras auriculares
hace que se pierda el bombeo de las aurículas hacia los ventrículos, disminuyendo la
precarga y, consecuentemente, el rendimiento cardiaco, siendo éste alrededor de un 20%
menor. La fibrilación auricular se puede revertir a través de medicación o aplicando una
descarga eléctrica (desfibrilación) en una parte determinada del ciclo cardiaco. El proceso
de desfibrilación auricular se denomina cardioversión. La descarga de energía se debe
hacer luego del complejo QRS y antes de la onda T, de la señal de ECG, específicamente en
el segmento ST y deberá iniciar después de detectar la onda R. Una descarga sobre la onda
T puede desencadenar una fibrilación ventricular.
La cardioversión se utilizó por primera vez en humanos por Zoll et al. en los años 50
para el tratamiento de la fibrilación auricular mediante choques de corriente alterna, que
frecuentemente inducían Fibrilación Ventricular. Poco después Lown et al. reduce
drásticamente esta complicación al realizarlo con corriente continua. Posteriormente estas

desaparecerían al introducir la sincronización con la onda R del electrocardiograma (ECG),
es decir emitir la descarga con la despolarización de los ventrículos, evitando hacerlo en la
repolarización ventricular, la onda T del electrocardiograma.
La descarga eléctrica se puede aplicar sobre la superficie del torax, mediante paletas de
desfibrilación o parches adhesivos (electrodos), o directamente sobre el músculo cardiaco,
a través de paletas internas (en cirugías).
Figura 5.8 ECG normal y significado de c/u de las formas de onda P, QRS, T ,
los intervalos y los segmentos.
Figura 5.9 ECG con fibrilación auricular, que recibe un shock de desfibrilador
con cardioversión sincronizado con la onda R del electrocardiograma (ECG),
y después recupera su ritmo normal ECG.
La descarga eléctrica se puede aplicar sobre la superficie del tórax, mediante paletas de
desfibrilación o parches adhesivos (electrodos), o directamente sobre el músculo cardiaco,
a través de paletas internas (en cirugías).
Se ha normalizado que la descarga a aplicar en el paciente se mida en niveles de energía
eléctrica, donde su unidad es el Joule (J). La energía almacenada en un capacitor se puede
calcular como:
E= ½ x C x V2 (5.1)
Ecuación 5.1 Energía almacenada en un capacitor

En la ecuación anterior se observa que la energía es directamente proporcional al cuadrado
de la tensión. Los desfibriladores utilizan capacitores fijos, por lo tanto el valor de C de la
ecuación (1) es constante. Entonces, para obtener distintos valores de energía, se d3ebe
modificar la tensión con que se carga el capacitor. Si bien el valor de los capacitores difiere
de acuerdo a la marca del equipo, un valor estándar es de 32 microfarads.
Tambien se encuentra especificado que la energía a entregar por el desfibrilador de
descarga capacitiva debe ser como máximo de 360 J para paletas externas y 50 J para
paletas internas.
Despejando V de la Ecuación (5. 1) , podemos calcular los valores de tensión con que se
debe cargar un capacitor de 32 microfaradios para obtener una energía de 360 J o 50 J.
V= ((2 xE)/C) ½ (5.2)
Para paletas externas (Emax = 360 J) ; Vmax = 4743 V
Para paletas internas (Emax = 50 J) ; Vmax = 1768 V.
La corriente pico que recibe el paciente puede alcanzar los 90 A cuando la energía
almacenada es 360 J. Normalmente la duración de la descarga es de 3 a 9 ms. La carga del
desfibrilador a su nivel máximo de energía debe durar de 5 a 15 seg.
Nota: Aquí los alumnos deberán hacer los cálculos para el que diseñarán de 20 J, y
anexarlos a su reporte.
(a) (b)
Figuras 5.10 (a) monitoreo de arritmias cardiacas, (b) corrección de arritmia
cardiaca después de desfibrilación.

Figura 5.11 Sistema de conducción eléctrica normal del corazón en el ritmo
sinusal normal y focos ectópicos auriculares causantes de la fibrilación
auricular
(a) (b)
Figuras 5.12 (a) Doctor aplicando desfibrilación externa con cardioversión a
un paciente, (b) Desfibrilador cardioversor interno implantado en el paciente
como si fuera un marcapasos.

Tipos de aparatos de desfibrilación
Figura 5.13 Partes de un desfibrilador externo
Los aparatos de desfibrilación cardiaca se clasifican según la vía de acceso en dos tipos:
a)Desfibrilador externo y b) Desfibrilador interno. Los aparatos de desfibrilación cardiaca
se clasifican también según el tipo de energía en: c) Monofásicos y d) Bifásicos.
a) Desfibrilador externo: es aquel desfibrilador en el que La energía se
administra con unas palas o electrodos colocados en el tórax, en la superficie cutánea.
De estos existen dos tipos:
1. Desfibrilador-cardioversor manual o convencional. Es el utilizado por
los equipos médicos. En el se visualiza en una pantalla una tira de ritmo del
electrocardiograma y el médico decide la intensidad y si se sincroniza la
descarga con la onda R. En caso de no sincronizar se estaría realizando una
desfibrilación y si se sincroniza una cardioversión.
2. Desfibrilador externo automático (DEA) que puede ser semi-
automático(DESA) si el aparato detecta la arritmia y avisa al operador para que
libere la energía o completamente automático si no requiere la intervención del
operador para liberar la energía.
Figura 5. 14 Posición correcta para la colocación de las paletas y/o
parches de electrodos de un desfibrilador externo.

b) Desfibrilador interno: es aquel en el que la energía se administra desde el
endocardio, mediante cables-electrodos. Se precisa mucha menor cantidad de
energía. Existe un sólo tipo:
c) desfibrilador automático implantable (DAI): en que el generador está
implantado en el tejido subcutáneo con cables-electrodos generalmente
situados en las cavidades cardíacas derechas. Los modelos actuales son de onda
bifásica. Se colocan en pacientes con especial riesgo de presentar una
fibrilación ventricular.
Figura 5.15 implante de un desfibrilador automático interno
Figura 5.16 Estructura de un desfibrilador cardiaco interno
implantable
d) Desfibriladores Monofásicos: Son los empleados hasta ahora, y aunque son los
más utilizados en la actualidad se han dejado de fabricar. Descargan corriente unipolar,
es decir una sola dirección del flujo de corriente. La dosis habitualmente empleada en
una desfibrilación con este aparato es de 360 julios. Dentro de este grupo existen dos
formas de ondas: l

1. La monofásica amortiguada sinusoidal en el que el flujo de corriente vuelve a
cero gradualmente y
2. la monofásica truncada exponencial en el que es terminada electrónicamente
antes de que el flujo de corriente alcance el cero.
Figura 5.17 Tipos de forma de ondas generadas por un desfibrilador
e) Desfibriladores Bifásicos: Son los que descargan corriente que fluye en una
dirección positiva durante un tiempo determinado antes de revertirse y fluir en
dirección negativa durante los restantes milisegundos de la descarga. Son más eficaces,
precisando aproximadamente la mitad de energía que los monofásicos. En el frontal
del aparato debería mostrar el rango de dosis efectiva. Si se desconoce se utilizará 200
julios. Generalmente se utilizan de 2 a 4 Julios/Kg para adulto en el caso de
desfibrilación. Y de 0,5 a 1 J/Kg en caso de Cardioversión.
Este grupo tiene dos principales formas de onda:
1. bifásica truncada exponencial y la
2. bifásica rectilínea.
Figura 5.18 Forma de Onda tipo Edmark generada por un desfibrilador

Corriente de Desfibrilación e Impedancia Transtorácica
La preparación de la superficie de la piel y una correcta colocación de los
electrodos, son factores preponderantes para lograr una desfibrilación efectiva.
Además de esto, se requiere que una cantidad suficiente de corriente (corriente de
desfibrilación) sea liberada al músculo cardiaco.
Diversos factores inciden sobre la cantidad de corriente que será necesaria para
desfibrilar, por ejemplo, la forma y tamaño del cuerpo, ciertos medicamentos que el
paciente haya consumido, la ubicación de los electrodos, etc.
La corriente de desfibrilación se ve afectada por la impedancia transtorácica, que
es la resistencia que ofrecen las estructuras torácicas al paso de la corriente. Esta
impedancia depende a su vez de la superficie de la piel, la presencia de vellosidad,
grasa, huesos, aire de los pulmones, y de la colocación de los electrodos de
desfibrilación. Como consecuencia, los niveles de impedancia y la cantidad de
corriente necesaria para desfibrilar varían según la persona. Un valor elevado de
impedancia transtorácica se puede contrarrestar con una mayor intensidad de la
descarga, aumentando la fuerza que se le aplica sobre los electrodos, y usando un
gel conductivo entre la piel y el electrodo.
Contraindicaciones
No es eficaz, y no se debe utilizar, en caso de paro cardiorrespiratorio cuando cursa
con asistolia, es decir cuando no hay actividad eléctrica, ni bombeo sanguíneo. En
el ECG aparce una línea isoeléctrica, plana. Ni tampoco en el caso de Actividad
Eléctrica Sin pulso (AESP) que antes se denominaba disociación electromecánica,
en el que hay cualquier actividad eléctrica que en teoría puede ser eficaz, pero no
hay bombeo sanguíneo. En el ECG aparece cualquier transmisión eléctrica en el
corazón, incluida una imagen normal. Estos dos casos es preciso tratar la causa
subyaciente para poder conseguir salvar al paciente y aun así con posibilades muy
escasas, sobre todo en el caso de la asistolia. Diseños de circuitos electrónicos para
desfibriladores cardiacos:
Figura 5.19 Diagrama básico de un desfibrilador externo
de onda senoidal amortiguada

Figuras 5.20 (a) Diagrama básico de un desfibrilador externo
(b) Diagrama explicativo de partes básicas de un desfibrilador externo

Figura 5.21 Diagrama a Bloques de un desfibrilador cardiaco de Texas
Instruments
Figura 5.22 Mecanismo de acción de un desfibrilador externo de paletas.
Figura 5.23 Desfibrilador cardioversor

Figura 5.24 Etapa analógica de un desfibrilador
Figura 5.25 Etapa digital de un desfibrilador

Figura 5.29 Circuito básico de un desfibrilador de descarga capacitiva con
cardioversión como aparece en el texto Electromedicina de Pablo A. Danerí.
Observaciones: Por razones de economía para los alumnos, así como por su seguridad
durante la práctica se omitirá el uso del Transformador elevador, pero los alumnos
deberán mostrar los cálculos y la forma de onda de desfibrilación en las terminales que van
a las paletas externas en el momento oportuno de la señal de ECG del simulador,
sincronizada por la cardioversión.
Las pruebas de funcionamiento se realizan con el diseño del circuito de la figura 5.29,
colocando el simulador ECG en lugar del paciente, obteniendo la onda senoidal
amortiguada tipo Edmark de 200 Voltios (que se verificará en el osciloscopio) y después
los pulsos del desfibrilador sincronizados con la señal de ECG para la cardioversión al
introducir la sincronización con la onda R del electrocardiograma (ECG), es decir emitir la
descarga con la despolarización de los ventrículos, evitando hacerlo en la repolarización
ventricular, la onda T del electrocardiograma porque ahí podría provocar fibrilación
ventricular lo que sería ‘mortal’ para un paciente real. Dado que se está utilizando un
simulador de ECG y no un paciente real y lo que interesa es ver la sincronía de la forma de
onda en el osciloscopio, además de prevenir riesgos a los alumnos no se hará uso de los
autotransformadores y transformadores para incrementar la potencia y energía de la señal
de salida.

PRÁCTICA 6
ELECTROCAUTERIO MONOPOLAR
Objetivo General: Integrar los criterios de aplicación del electrocauterio, como
instrumento del área de quirófanos.
Objetivo Particular: Generar las formas de onda necesarias para las funciones de un
electrocauterio que pueda: cortar, coagular y realizar la mezcla (Blend). Tomando como
base una frecuencia portadora de 1 MHz y como segunda frecuencia o de modulación una
de 500 KHz. El generador de radiofrecuencia deberá realizarse con osciladores activos
implementados con OPAM’s, resistencias, bobinas y capacitores o bien con cristales
piezoeléctricos osciladores y se deberán entregar los diseños y cálculos correspondientes,
para simplificar ésta práctica no es necesario agregar el amplificador de potencia del
electrocauterio monopolar ESU, bastará con mostrar las formas de onda para corte,
coagulación y mezclas en el rango RF.
Figura 6.1 Fotografía de un electrocauterio comercial para uso monopolar y
bipolar

Figura 6.2 Diagrama a Bloques de un electrocauterio monopolar y bipolar.
Introducción
El término electrocirugía se refiere a la utilización de corrientes eléctricas
oscilantes de alta frecuencia con el fin de cortar o coagular el tejido durante el acto
quirúrgico. Su uso se remonta a comienzos del siglo XX cuando por accidente se
descubre que una corriente eléctrica de alta frecuencia podía separar los tejidos y
generar muy poco calor. Sin embargo sólo en la década de 1970 aparecen las
unidades electroquirúrgicas que emplean transistores, diodos y rectificadores para
generar corriente, las cuales sustentan su función en principios físicos ligados a las
propiedades energéticas de los electrones (carga negativa de la parte más pequeña
de la materia, es decir, el átomo).
Cabe resaltar que la electrocirugía causa más lesiones a los pacientes que cualquier
otro dispositivo eléctrico utilizado en el quirófano y la mayoría de los accidentes se
deben a errores de manipulación. De aquí la importancia en conocer claramente el
funcionamiento de estos equipos así como todas las medidas tendientes a prevenir
las complicaciones derivadas de su mal uso.
FUNCIONAMIENTO INTERNO
Explicaremos un poco sobre el interior del equipo. En la Figura siguiente se puede
ver un diagrama de bloques interno del instrumento. La energía necesaria es
tomada de la red eléctrica de 120 V, siendo transformada en corriente continua por

la Fuente de Alimentación interna. Este módulo se encarga de proveer energía a
todos los demás. El módulo Oscilador de RF se encarga de crear la onda portadora
y el Oscilador de Coagulación, la señal moduladora. Estas dos ondas son mezcladas
en el Modulador. Luego son ampliadas en el Amplificador de Potencia, para salir,
según selección, por la toma monopolar, hacia el mango porta electrodos, o la toma
bipolar, hacia la pinza electro coaguladora.
El circuito se cierra por la toma de neutro o antena para el monopolar y entre
terminales de pinza para la bipolar. Siguiendo normas, estos equipos deben avisar,
con señal luminosa y acústica, la activación de los electrodos, con el fin de advertir
a los operadores cercanos y evitar los accidentes. También deben de disponer de un
circuito de desconexión de emisión en caso de placa neutra desconectada, con el fin
de evitar quemaduras. En el caso de electrodo tipo antena, el problema se invierte,
ya que aquí lo problemático, es que se rompa el aislante y se produzcan con ello
quemaduras de contacto.
Figura 6.3 diagrama a Bloques de un electrocauterio monopolar y Bipolar
Figura 6.4 Circuito monopolar de un electrocauterio

Figura 6.5 Diagrama a Bloques del circuito monopolar de un electrocauterio
Figura 6.6 Circuito bipolar de un electrocauterio
Figura 6.7 formas de Onda Para corte, coagulación y mezclas de un
electrocauterio.

Figuras 6.8 (a), (b) y (c) formas de onda para corte coagulación y mezclas y
formas típicas de corte y mezclas de un electrocauterio.
Figura 6.9 Sumas de formas de onda RF para obtener la modulación de
corte, coagulación y mezclas de un electrocauterio.
(a)
(b)
( c )

La unidad Electroquirúrgica básica, consta de varios osciladores de radio-
frecuencia que operan entre 300 KHz y 3 MHz. El electrodo de corte tiene una
punta que sólo permite el corte dentro del rango de corrientes de RF producidas
por el oscilador. Cuando el electrodo es mantenido alejado del cuerpo, no fluye
ninguna corriente y por lo tanto no hay ninguna acción de corte. Los voltajes en el
electrodo pueden variar desde 1000 hasta 10,000 voltios pico a pico (Vpp). Como
el electrodo se maneja cerca de la piel en estos voltajes, una chispa puede brincar a
través de él. El voltaje de ruptura del aire es de aproximadamente 30 KV/cm, asi,
por ejemplo si el electrodo tiene un voltaje de 10,000 volts, un chispa de 0.33 cm
de longitud puede ser generada. La existencia de chispas en una aplicación normal
de la unidad electroquirúrgica (ESU por sus siglas en inglés) aumenta el riesgo de
incendios en presencia de anestésicos u otros gases inflamables.
Cuando el electrodo toca la piel, no hay chispas. Cuando la corriente RF es
aplicada, esta pasa a través de las membranas de las células mediante acoplo
capacitivo. A estas altas frecuencias las grandes corrientes fluyen dentro de la
célula, provocando que se evaporen, y además causan una ruptura del tejido
cercano al electrodo de corte. La densidad de corriente a corta distancia del
delectrodo de corte , disminuye rápidamente a niveles no peligrosos. Estas
corrientes de altas frecuencias no provocan contracción muscular o fibrilación
cardiaca. El electrodo de retorno debe tener una area suficientemente grande para
minimizar el efecto de calentamiento que provocaría quemaduras superficiales.
Uno de los riesgos con la unidad (ESU) electroquirúrgica es el de quemaduras en la
placa del electrodo de retorno debidas a mal contacto con la superficie de la piel.
El electrodo de la ESU tiene muchísimas ventajas si lo comparamos con el bisturí
tradicional de acero inoxidable. Las corrientes de corte y las chispas tienen un
efecto cauterizante sobre el tejido que inhibe las hemorragias. Más aún el ESU
puede reducir la pérdida de sangre y minimizar el tiempo de los pacientes dentro
del quirófano.
Figura 6.10 Unidad de Electrocirugía

Figura 6.11 Partes externas de una unidad de electro cirugía
Figura 6.12 Diagrama a bloques de Unidad Electroquirúrgica
Figura 6.13 Diagrama a Bloques de un Electrocauterio monopolar.

Hablemos un poco ahora de los circuitos osciladores
Los osciladores RC : utilizan una red de resistencias y capacitores para
determinar la frecuencia de oscilación. Estos osciladores son apropiados para
aplicaciones de baja y moderada frecuencia (rango de audio) de 5Hz a 1MHz. Se
pueden clasificar como:
o Oscilador de cambio de fase RC
o Oscilador de puente de Wien
o Oscilador Twin-T
2. Osciladores LC : Aquí, las bobinas y capacitores son utilizados ya sea en serie
o en paralelo para determinar la frecuencia. Estos son más apropiados para
radiofrecuencia (1 a 500 MHz) y se clasifican como:
o Oscilador Hartley
o Oscilador Colpitts
o Oscilador Clapp y
o Oscilador Armstrong
3.Osciladores de Cristal : Como los osciladores LC son más apropiados para
aplicaciones de radiofrecuencia. Pero tienen un alto grado de estabilidad y
exactitud comparados con otros tipos de osciladores no olvidar que para que el
cristal piezoeléctrico oscile se necesita combinar el circuito con un OPAM.
Figura 6.14 Osciladores con cristales de cuarzo
Un oscilador de cristal es aquel oscilador que incluye en su realimentación un
resonador piezoeléctrico (fenómeno presentado por determinados cristales que al
ser sometidos a tensiones mecánicas adquieren una polarización eléctrica en su
masa, apareciendo una diferencia de potencial y cargas eléctricas en su superficie).

Características
El oscilador de cristal se caracteriza por su estabilidad de frecuencia y pureza de
fase, dada por el resonador.
La frecuencia es estable frente a variaciones de la tensión de alimentación. La
dependencia con la temperatura depende del resonador, pero un valor típico para
cristales de cuarzo es de 0' 005% del valor a 25ºC, en el margen de 0 a 70ºC.
Estos osciladores admiten un pequeño ajuste de frecuencia, con un condensador en
serie con el resonador, que aproxima la frecuencia de este, de la resonancia serie a
la paralela. Este ajuste se puede utilizar en los VCO para modular su salida.
Algunos osciladores nos pueden servir para mostrar rangos de frecuencia senoidal
amortiguados. Los osciladores de cristal generan ondas cuadradas de RF, que
deberán integrarse dos veces (a través de integradores con OPAM’s) para generar la
forma de onda senoidal que se necesita para el electrocauterio.
Se puede hacer un diseño barato de oscilador de RF de cristal de forma de onda
cuadrada con ayuda del reloj de cuarzo de 4MHz del circuito de prueba del
PIC16F84A, pero hay que agregar el circuito RC o LC y además la doble
integración analógica posterior con OPAM’s TL081 para convertir la onda
cuadrada en una onda senoidal que nos pueda servir de base para generar las
frecuencias portadora y de modulación de nuestro electrocauterio.
Los osciladores con OPAM’s para usos de radiofrecuencia pueden ser de uso
específico como el AD8067 o el AD 8351, pero para los rangos bajos de RF
específicados en esta práctica se puede trabajar con TL081, TL082 o TL084 que
son JFET OPAMS y manejan hasta 3 MHz. No olvidar que el circuito oscilador
tiene que ser LC o a base de cristal piezoeléctrico de cuarzo y la frecuencia
portadora debe ser modulada por lo que hay que trabajar para las frecuencias de
coagulación y mezclas trabajando también con otras frecuencias que sumadas y
rectificadas nos den la forma de onda deseada. Los diseños con PIC’s tienen la
problemática de que requieren el acondicionamiento de la señal obtenida para

trabajar en las condiciones de HV (HV: High Voltage) requeridas para esta
práctica.
Figura 6.15 : diseño a bloques de un electrocauterio Valley Lab,
tomado del libro: Aston Richard, “Principles of Biomedical
Instrumentation and Measurement”, Ed. Merril, Pennsylvania State
University, 1990.
Las pruebas de funcionamiento se realizarán con la punta de electrocirugía
monopolar y el electrodo o placa de retorno, haciendo uso de una pastilla de jabón
de tocador colocada sobre la placa de retorno en la que se realizarán las
operaciones de corte y coagulación y se reportará el efecto obtenido por el
dispositivo sobre la pastilla de jabón de tocador. También se verificará las formas
de onda obtenidas para corte, coagulación y mezclas antes de pasar a la etapa de
potencia, con ayuda del osciloscopio.

PRÁCTICA 7
TRANSMISIÓN ULTRASONICA
DETECTAR EL PULSO O LATIDO CAROTÍDEO CON UN MICROFONO
DE CRISTAL PIEZOELÉCTRICO
Objetivo General: Identificar y explicar las características del transductor piezoeléctrico
de ultrasonido con su caracterización en la medición de variables fisiológicas en este caso
el pulso carotídeo.
Objetivo Particular: Detectar la señal de biopotencial del pulso carotídeo con un
micrófono de cristal piezoeléctrico modificado y adaptado para ese uso, realizar el conteo
de los pulsos obtenidos y desplegar el pulso por minuto.
Introducción teórica:
Los transductores usados en el diagnóstico por ultrasonido están basados en el principio
del efecto piezoeléctrico. Este principio indica que ciertos materiales tienen la capacidad de
cambiar sus dimensiones cuando están colocados en un campo eléctrico e inversamente
generan un campo eléctrico cuando están sujetos a una deformación mecánica.
En esta práctica se adaptará un micrófono de cristal piezoeléctrico para ser usado como un
estetoscopio electrónico que nos permita detectar y medir el pulso carotídeo.
La detección del pulso carotídeo es importante en el paciente con enfermedad cardiaca, ya
que a través de las arterias carótidas derecha e izquierda se suministra sangre oxigenada
desde el corazón hasta el cerebro del paciente. Por tal motivo la detección del pulso
carotídeo forma parte del procedimiento de examen físico del paciente con problemas
cardiovasculares.
Figura 7.1 anatomía de la arteria carotída

El pulso de la carótida se puede sentir a cada lado en la parte frontal del cuello, debajo del
ángulo de la quijada. Este "golpe" rítmico es causado por la variación de volúmenes de
sangre empujados fuera del corazón hacia las extremidades.
Figura 7.2 Como se detecta de forma manual el pulso carotídeo, además de sentirlo
hay que contarlo con ayuda de un reloj con segundero.
Los valores normales del pulso para la frecuencia cardíaca en reposo son:
• Recién nacidos: de 100 a 160 latidos por minuto
• Niños de 1 a 10 años: de 70 a 120 latidos por minuto
• Niños de más de 10 años y adultos (incluyendo ancianos): de 60 a 100 latidos
por minuto
• Atletas bien entrenados: de 40 a 60 latidos por minuto
El pulso arterial se puede palpar en distintas partes del cuerpo. Los más buscados son los
siguientes:
• pulso carotídeo. Se busca en el recorrido de las arterias carótidas, medial al borde
anterior del músculo esternocleidomastoídeo. En las personas mayores no conviene
presionar mucho sobre la arteria, ni masajearla, por el riesgo que pueda
desprenderse una placa de ateroma.
• pulso axilar. Se palpa profundo en la fosa de la axila, por detrás del borde posterior
del músculo pectoral mayor.
• pulso braquial. Se palpa sobre la cara anterior del pliegue el codo, hacia medial. Se
conoce también como pulso humeral.
• pulso radial. Se palpa en la cara anterior y lateral de las muñecas, entre el tendón
del músculo flexor radial del carpo y la apófisis estiloide del radio.

• pulso femoral. Se palpa bajo el pliegue inguinal, hacia medial.
• pulso poplíteo. Se palpa en la cara posterior de las rodillas, ya sea estando el
paciente en decúbito dorsal o prono. Puede convenir efectuar una palpación
bimanual.
• pulso pedio. Se palpa en el dorso de los pies, lateral al tendón extensor del ortejo
mayor. Una palpación transversal a la dirección de la arteria, con dos o tres dedos,
puede facilitar ubicar el pulso
• pulso tibial posterior Se palpa detrás de los maléolos internos de cada tobillo.
El examen físico del paciente cardiovascular desde el punto de vista médico empieza con
el examen del cuello, el cual es considerado como una extensión del aparato cardiovascular,
debido a que en esta región se encuentran las arterias que conducen la sangre que va a
nutrir al cerebro y las venas yugulares que regresan la sangre hacia el corazón. En cada uno
de los diversos apartados que se van a mencionar siempre se seguirá el siguiente orden:
Inspección, palpación, percusión cuando haya lugar, y a auscultación. Esa orden es
invariable.
En el cuello a la Inspección, el primer dato que vamos a observar es la presencia del
latido carotideo, normalmente el latido carotideo es débilmente perceptible, hay ocasiones
en las cuales el pulso carotideo tiene características hiperdinámicas, esto es que al observar
la región carotídea se observa un pulso “saltón”, de las causas más comunes que producen
circulación hiperdinámica se encuentran: La insuficiencia aórtica, anemia, embarazo,
hipertiroidismo, fiebre y ejercicio. Al momento de hacer la inspección como decíamos se
tratará de establecer si es ó no visible el pulso carotideo en forma bilateral. A la palpación
se determinarán las siguientes características del pulso carotideo, frecuencia, es regular ó
irregular, intensidad, (para valorar la intensidad del pulso carotideo el alumno tocará sus
propias carótidas tomando éstas como normales, si el pulso carotideo del paciente es menos
intenso que el del alumno, entonces será el caso de un pulso carotideo disminuido de
intensidad y si el pulso carotideo es más intenso que el del alumno será un caso en el cual el
pulso carotideo es más intenso que el del alumno será un caso en el cual el pulso carotideo
está aumentado de intensidad). La valoración de la intensidad del pulso carotideo es de
gran importancia debido a que indirectamente refleja la calidad del gasto cardiaco de este
paciente, es decir, que en aquellos casos en los cuales el gasto cardiaco está disminuido, por
ejemplo: Insuficiencia cardiaca los pulsos carotideos estarán disminuidos de intensidad, un
ejemplo de disminución de pulso carotideo en forma unilateral generalmente es el de aquel
paciente que tiene una obstrucción de la carótida, usualmente debido a un proceso de
arteriosclerosis. Es importante establecer si la amplitud del pulso carotideo es igual en
ambas carótidas.
Aquí no cabe la maniobra de percusión y se pasa a la auscultación, la cual se hará con la
campana del estetoscopio o estetophone aplicada suavemente sobre el área en la cual se

palpa el pulso carotideo, de esta maniobra solamente se anotará si se encuentra ó no la
presencia de soplos, los cuales usualmente son solamente sistólicos, en raras ocasiones
serán sistólicos y diastólicos. En el momento de la auscultación del cuello es importante
también auscultar sobre el hueco supraesternal, así mismo auscultar por debajo de las dos
subclavias. De esta manera terminamos con el examen físico del sistema arterial en el
cuello.
El transductor a base de micrófonos de cristal piezoeléctrico tiene la ventaja sobre
todos los otros tipos en el hecho de no estar limitado al uso en el aire. Un transductor
piezoeléctrico puede estar unido a un sólido o inmerso en un líquido no conductor para
captar señales sonoras. Además, el transductor piezoeléctrico se puede usar fácilmente a
frecuencias ultrasónicas, algunos tipos se pueden usar hasta la región alta de los MHz.
Todos los transductores piezoeléctricos requieren un material cristalino en el cual los iones
del cristal estén desplazados de un modo asimétrico cuando el cristal se deforma. La
linealidad puede variar considerablemente según el tipo de material que se use.
Los primeros micrófonos de cristal usaban cristales de sal Rochelle acoplados a un
diafragma. Esto aseguraba niveles de salida muy altos (del orden de 100 mV), con una gran
impedancia de salida y una linealidad muy mala. La sal Rochelle dejo de usarse hace
tiempo debido a que pasaba a un estado inactivo cuando se mantenía a una temperatura y
humedad moderadamente altas.
Hoy en día se usan cristales sintéticos en lugar de naturales. Uno de los materiales
usados es el titanato de bario, el cual se usa en transductores piezoeléctricos para
frecuencias por encima de varios cientos de Khz. El micrófono piezoeléctrico que usaba un
diafragma unido a un cristal es raramente visto ahora, porque la sensibilidad de los
materiales piezoeléctricos modernos a la vibración es tal que es suficiente el impacto de la
onda de sonido en el cristal para producir la salida adecuada.
El micrófono piezoeléctrico tiene un gran nivel de impedancia y una salida mucho
más grande que otros tipos. El nivel de la impedancia es del orden de varios megaohmnios,
en comparación con unos pocos ohmnios para uno del tipo de bobina móvil. A este alto
nivel de impedancia, la recepción electrostática de zumbidos/murmullos es casi imposible
de evitar, solamente con los problemas de los efectos de carga y filtrado del cable del
micrófono. Para micrófonos de baja calidad esto tiene poca importancia, pero no para los
propósitos de los estudios de grabación. Para estos, el cristal transductor se acopla
directamente a un preamplificador MOS que puede sacar una baja impedancia de salida con
el mismo nivel alto de voltaje de salida que proporciona el transductor piezoeléctrico. El
voltaje de operación del preamplificador puede ser dado por una batería para evitar los
problemas de llevar la alimentación a través de cables además de los cables de la señal.
El micrófono que se presenta a continuación puede ser adquirido con facilidad en el centro
de la Ciudad de México, D.F. en donde venden productos para música, es un estetoscopio
de solapa de cristal como el que utilizan para tocar Blues con armónica los músicos. No es

muy costoso y se puede adaptar y modificar fácilmente para uso Biomédico en un detector
de pulso carotídeo.
Figura 7.3 Tipo de micrófono de cristal de solapa comercial utilizado para adaptarlo
para uso médico en el detector de pulso carotídeo, sólo hay que desatornillar la
carátula plateada, colocar silicón y reemplazar la carátula por una capa de plástico
flexible como las de los estetoscopios convencionales.
En esta práctica se propone que se compre un micrófono de cristal de solapa de diámetro
aproximado de 2 cms. Y que sea adaptado para el uso médico como un estetoscopio
electrónico de cristal mediante algunas modificaciones realizadas a base de silicón y
reemplazando el diafragma rígido por uno flexible, una vez modificado y seco el resultado
esperado es algo parecido al siguiente:
Figura 7.4 este es otro tipo de adaptación para uso médico de un cristal
piezoeléctrico, aquí hay que fijarlo a una tapa de plástico con dos
perforaciones para sacar los alambres, fijar con silicón y material flexible,
conectar las terminales a un cable como el de los micrófonos de radio, aislar
con termofit y fijar con una cinta de Velcro.

Los micrófonos piezoeléctricos se basan en la capacidad que tienen los cristales
piezoeléctricos de generar cargas eléctricas al ser sometidos a presión (En griego
piezein = presión).
Figura 7.5 Esquema interno de un micrófono piezoeléctrico
Figura 7.6 Respuesta en frecuencia del micrófono piezoeléctrico
Aunque su respuesta es mejor que el micrófono de carbón, no llega a ser
suficientemente bueno para grabaciones profesionales, por lo que se utiliza solo en
micrófonos pequeños para voz.
Figura 7.7 Efecto piezoeléctrico, al presionar la parte flexible del sensor se generará
un voltaje eléctrico en respuesta a la señal de presión.

Un estetoscopio electrónico (o stethophone) permite amplificar electrónicamente
los sonidos del cuerpo.
Los estetoscopios electrónicos requieren la conversión de ondas acústicas a las
señales eléctricas que se pueden amplificar y procesar para escuchar mejor. De
forma semejante a la de los estetoscopios acústicos, que se basan en los mismos
principios físicos, los transductores en estetoscopios electrónicos varían
extensamente. Método más simple y el menos eficaz de detección sana es alcanzado
colocando un micrófono en el chestpiece. Este método sufre de interferencia del
ruido de ambiente y por eso no se utiliza mucho. Otro método, usado en el
estetoscopio Galés-Allyn's de Meditron, abarca la colocación de un cristal
piezoeléctrico en el centro de una caja de metal y adaptando un eje, que haga el
contacto con un diafragma. 3M también utiliza un cristal piezoeléctrico colocado
dentro de espuma detrás de un diafragma parecido a la goma grueso. El inventor
del ritmo 32 de Thinklabs, Clive Smith utiliza un diafragma del estetoscopio con
una superficie interna eléctricamente conductora para formar un sensor capacitivo.
Este diafragma responde a las ondas acústicas idénticamente a un estetoscopio
acústico convencional, con los cambios en un campo eléctrico que substituye
cambios en la presión de aire. Esto preserva el sonido de un estetoscopio acústico
con las ventajas de la amplificación.
Alrededor 2001, Stethographics introdujo el software PC-basado que permitió un
phonocardiograph, representación gráfica de los sonidos cardiológicos y
pulmonologic que se generarán, e interpretados según algoritmos relacionados.
Todas estas características son provechosas con objeto de la enseñanza.
Reducción del nivel de ruidos
La filtración del ruido de ambiente ha llegado a estar disponible en algunos
estetoscopios electrónicos, con los métodos de Littmann 3000 de 3M y de
Thinklabs ds32a para eliminar ruido de ambiente. En ruido de ambiente acústico
de los estetoscopios la filtración está disponible en DRG (R. Modelos reducting del
ruido externo de Deslauriers), y Magna Fortis (M. Ruido acústico de Werblud) que
cancela modelos del estetoscopio. Para la medición del pulso carotídeo se sugiere
un filtro pasabajas con frecuencia de corte a 500 Hz y de ser posible la adaptación
de un filtro Notch para eliminación de la señal de ruido eléctrica de 60 Hz. No

olvidar la introducción de Buffers en aquellas partes que se requiera para evitar
problemas de impedancia.
Figura 7.8 Diseño análogico de un estetoscopio electrónico, en este caso
utiliza un micrófono Electret.
Figura 7.9 Este diseño de etapa de amplificación está propuesto con el IC
TL081 y utiliza un micrófono de cristal piezoeléctrico, además de
amplificación se requiere filtrado de la señal con filtro activo pasabajas con
fc de 500 Hz, eliminación de ruido con filtro Notch a 60 Hz, comparación de
la señal para generar pulsos tipo TTL, y la parte digital para el conteo de los
pulsos y el despliegue digital de la señal en pulsos por minuto.
El más utilizado para la práctica que estamos realizando es el de micrófono de
cristal piezoeléctrico, que genera un voltaje ante cambios en la presión de un
Micrófono de cristal
Piezoeléctrico

diafragma y no necesita de polarización cuya señal es amplificada por un
amplificador no inversor con polaridad de +9 y -9 Volts, y una etapa de filtros
activos con OPAMs que filtrarán la señal de 0 a 500 Hertz con un filtro pasa bajas.
Una vez amplificada y detectada la señal puede pasar a una etapa de comparación
con OPAMs polarizados con 0 y 5Vdc y de ahí a un contador de pulsos que tendrá
un latch que congelará la cuenta cada 15 segundos, esta señal se multiplicará por 4
para obtener el conteo de pulsos por minuto el cual será desplegado en display LCD
o de LEDs o bien para ser contada con un microcontrolador PIC 16F084.
Figura 7.10 : Imagen del osciloscopio de los pulsos analógicos detectados por
el micrófono de cristal piezoelécrico
El tipo de OPAM’s sugeridos para esta práctica son el 741 y el TL081, el LM339
para la sección de amplificación, filtrado y comparación (no olvidar que el IC
LM339 es open collector) y en la etapa de conteo digital de la señal también se
permite el uso de microcontroladores PIC. (16F804 o posteriores).
No olvidar documentar bien el diseño e incluir las características de adaptación del
transductor y de ser posible hacer un prototipo pues este tipo de dispositivo será
de gran utilidad para los médicos como herramienta para el diagnóstico dentro del
hospital ya sea en el área de consulta general, consulta de especialidad de
cardiología o de terapia intensiva.
Las pruebas de funcionalidad se realizarán mediante la observación de la señal
electrónica del pulso carotídeo en el osciloscopio, en las etapas de salida del
micrófono piezoeléctrico, amplificación, filtrado, comparación y despliegue digital
en pulsos por minuto en Displays de LED o LCD de al menos dos dígitos. Para
verificar el pulso carotídeo, se colocará el micrófono piezoeléctrico adaptado en la
posición indicada por los dedos en la parte lateral del cuello como aparece en la
figura 7.2. Verificando la frecuencia de los pulsos por minuto de forma manual y
automatizada.

PRÁCTICA 8
RESPIRADORES Y VENTILADORES
MEDICION DE LA FRECUENCIA RESPIRATORIA HACIENDO USO DE UN
TERMISTOR
Objetivo General: Detectar la frecuencia respiratoria, en base a los cambios de
temperatura entre el aire inspirado y expirado haciendo uso de un termistor NTC o PTC
Objetivo Partícular: Diseñar un dispositivo para medir la frecuencia respiratoria
haciendo uso de un termistor y un contador.
Figura 8.1 Termistor NTC o PTC
Material necesario:
1 popote o mascarilla para paciente
Pegamento de silicón
1 termistor NTC o PTC de tamaño pequeño que quepa dentro de un popote o pueda ser
fijado a la mascarilla de oxígeno.
Circuitos integrados, resistencias, capacitores, OPAM’s y microcontrolador PIC 16F084
El termistor se puede adaptar en la
mascarilla a la altura de las fosas
nasales, o en un popote que se
fijará posteriormente a la fosa nasal
Figura 8.2 Adaptación del termistor a una mascarilla de oxígeno, también
se puede adaptar a un popote que se colocará en la fosa nasal.

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