Amplificador de Bioinstrumentación con Selección Digital de Entradas

Depiaggio, Alejandro A. - Alvarez Picaza, Carlos - Monzón, Jorge E.

Depto. de Ingeniería Eléctrica - Facultad de Cs. Exactas y Naturales y Agrimensura - UNNE. 9 de Julio 1449 - (3400) Corrientes - Argentina. Tel./Fax: +54 (03783) 423126 / 473930 - E-mail: jemonzon@exa.unne.edu.ar ANTECEDENTES

Los amplificadores constituyen un componente muy importante en los sistemas de bioinstrumentación; sus características deben ajustarse a las condiciones impuestas por la señal a amplificar y al entorno físico de aplicación. Las señales biológicas se caracterizan por un bajo nivel de amplitud. En particular, la actividad eléctrica del corazón consiste en una serie de impulsos miogénicos sincronizados, destinados a generar la activación mecánica del miocardio para cumplir con la función eyectora de la sangre. Los impulsos eléctricos se propagan a través del cuerpo (conductor de volumen), generando biopotenciales a nivel de la epidermis que están directamente relacionados con la actividad eléctrica cardíaca. Esta actividad se manifiesta con señales comprendidas en el rango 0.1–1.0 mV, cuyo contenido armónico –espectro de potencia– se muestra en la Figura 1 (Olivan Palacios, 2001). Se desprende que la señal electrocardiográfica (ECG) está compuesta principalmente por armónicas menores a 20 Hz y mayores a 70 Hz. Los amplificadores de uso en electrocardiografía deben ser capaces de aumentar convenientemente estos niveles sin alterar la forma de la señal, que tiene valor diagnóstico (Webster, 1988).

Figura 1

Para garantizar su adecuado funcionamiento en cardiología, y de acuerdo con normas internacionales, el amplificador de bioinstrumentación debe reunir las siguientes características: (1) Impedancia de entrada > 5 MÙ; (2) Impedancia de salida < 100 Ù; (3) Razón de Rechazo en Modo Común (RRMC, CMRR) > 1400:1; (4) Respuesta en frecuencia 0.05-100 Hz (3 dB); (5) Protección contra 6500 V de sobrevoltaje entre entradas; (6) Recuperación después de sobrecarga dentro de 1 segundo; (7) Ganancia de 1125; (8) Corriente de entrada en electrodos < 1 ìA; (9) Operación con 200 mV de voltaje continuo (dc) de offset a la entrada; (10) Corriente de aislación a 220 V < 24 ìA (Tompkins y Webster, 1981; Webster, 1995; Webster, 2002). El objetivo de este trabajo es presentar el diseño y la construcción de un amplificador de bioinstrumentación que satisface las exigencias para su utilización como electrocardiógrafo. El amplificador forma parte de un sistema integral de captura, conversión digital y procesamiento en tiempo real de bioseñales adquiridas in vivo (Monzón, 2001), como se muestra esquemáticamente en la Figura 2.

Figura 2

0 10 20 70 30 60

40 80 50 90 100

4e3

8e3

12e3

16e3

20e3

24e3

28e3

32e3

36e3

40e3

Selector de

Electrodosde Captura

Amplificador de

Bioinstrumentación

Conversión

Digital

PC

MATERIALES Y METODOS

Amplificador Básico. El desempeño satisfactorio, confiabilidad y bajo costo de los amplificadores operacionales (op-amp) ha sido esencial al seleccionar los componentes del amplificador. La Figura 3 ilustra el amplificador básico de bioinstrumentación diseñado.

Figura 3 Se distinguen 3 bloques: etapa de entrada, etapa del amplificador diferencial y etapa de salida (ac). El uso de un amplificador operacional en modo diferencial surge de la necesidad de lograr una alta razón de rechazo en modo común (RRMC), requerida para operar el amplificador en un ambiente ruidoso por señales espúreas de 50 Hz. Aunque es posible obtener una alta RRMC con la configuración diferencial, existe un compromiso entre RRMC, ganancia e impedancia de entrada. El amplificador debe tener una ganancia de al menos 1000 para registrar una señal de ECG con las amplitudes de visualización y registro final requeridas. La ganancia no puede mejorarse usando resistores de elevado valor sin disminuir la impedancia de entrada, que debe ser mayor que 5 MÙ, para poder usar este amplificador con electrodos de alta impedancia. Por lo tanto, la etapa diferencial se ha diseñado con baja ganancia (i.e., 4.7). Un potenciómetro de 100 kÙ permite el ajuste para lograr alta RRMC. Sin embargo, es posible obtener la alta impedancia requerida y además mejorar la RRMC, conectando 2 amplificadores adicionales (etapa de entrada) a las entradas diferenciales. Estos amplificadores se utilizan en la configuración seguidora, que da una impedancia de entrada lo suficientemente alta para satisfacer la norma. Los amplificadores también tienen un resistor común entre sus entradas inversoras. La ganancia de tensión en modo común es 1, y la ganancia diferencial de esta etapa (i.e. 10.4) se combina con la ganacia de la etapa siguiente para mejorar considerablemente la RRMC. Estas dos etapas están acopladas en continua y presentan una ganacia de 48.9, permitiendo la operatividad con 200 mV de tensión offset dc de entrada sin saturación. De acuerdo con las especificaciones, el amplificador debería dejar pasar frecuencias mayores que 0.05 Hz, por lo que se necesita un filtro. El capacitor podría ubicarse en las líneas de entrada, pero sólo en combinación con resistores de valor muy alto para no disminuir la impedancia de entrada. Sin embargo, las corrientes de continua de los amplificadores operacionales a través de los resistores del filtro desarrollarían caídas de tensión dc lo suficientemente elevadas para saturar los amplificadores operacionales. Por otro lado, conectar el filtro entre la etapa de entrada y la etapa diferencial sería una mala elección, dado que para lograr la constante de tiempo necesaria para 0.05 Hz (i.e. 3.2 s) se requieren capacitores muy grandes. Finalmente, el filtro fue colocado a la salida de la etapa diferencial. Esta opción deja la impedancia de entrada intacta y provee el filtrado necesario, con sólo un capacitor y un resistor. La última etapa, acoplada en alterna, tiene una ganancia de 23, con lo que se logra una ganacia total (las tres etapas) de 1125. Esta etapa de alterna provee acción de filtro para frecuencias superiores a 100 Hz, y cumple con las normas. Un capacitor de 0.0068 ìF conectado a través del resistor de realimentación de 220 kÙ de la configuración seguidora, limita a 100 Hz la respuesta en alta frecuencia.

Sistema de Excitación de Pierna Derecha. Los efectos de voltajes de interferencia en modo común pueden minimizarse con alta RRMC. Es posible reducir aún más la interferencia utilizando un sistema de excitación de pierna derecha. Dos resistores de 22 kÙ conectados a la salida de los amplificadores de la etapa de entrada sensan el voltaje en modo común que está siendo detectado por los electrodos. Este voltaje se invierte, se amplifica y se lo realimenta al cuerpo del paciente a través de un resistor de 47 kÙ conectado al electrodo de la pierna derecha. La corriente de interferencia ahora fluye al circuito de salida del op-amp. Por razones de seguridad eléctrica, el paciente debería ser desconectado de tierra para evitar los efectos de eventuales altos voltajes entre el paciente y tierra (masa). Si en los electrodos aparece un voltaje alto, el amplificador auxiliar se satura, y la resistencia efectiva entre el paciente y tierra es lo suficientemente alta para proteger al paciente. Calibración y Recuperación de Sobrecargas. Las normas exigen una señal de calibración de 1 mV superpuesta a la señal de ECG normal. El circuito de calibración debe conectarse a la etapa de entrada, sin afectar la impedancia de entrada Zi. Una batería de 1.5 V provee el nivel dc y un divisor de tensión resistivo se utiliza para obtener la señal de 1 mv que se agrega al trazado del ECG. Voltajes transitorios largos en las entradas del amplificador cargan los capacitores de acople, y hacen que el amplificador sature. Un sistema automático de reset ha sido conectado en la etapa ac. Dos diodos conectados al capacitor de 0.64 ìF actúan como llaves. Dos op-amp se utilizan como comparadores. Durante la operación normal, ambos diodos están inversamente polarizados. Si el amplificador ac llega a saturación (i.e. +10 V), el op-amp comparador inferior cambia a una salida negativa que polariza directo el diodo inferior, haciendo que el capacitor se descargue a través del diodo y la impedancia efectiva de salida del comparador. Para tensiones de saturación negativas, la parte superior del sistema actúa de manera similar. Un lazo de histéresis lleva la señal del ECG a 0 V en 1 segundo. Selector Digital de Electrodos de Entrada. Se conectaron amplificadores seguidores de ganancia unitaria a todos los electrodos de entrada, para evitar la degradación de la Zi exigida por las normas. Las 12 derivaciones standardizadas para los registros de ECG (I, II, III, avL, avR, avF, V1, V2, V3, V4, V5 y V6) pueden ser rápidamente configuradas con un selector digital, que se ilustra en la Figura 4.

Figura 4

Reset 1

Reset 2

Salida de Seguidores

a b c d e

f Placa Principal

MUX 1 CD4051

Entradas

MUX 2 CD4051

Pin3

MUX 4

CD4051

Salida

MUX 3 CD4051

A B C

Precordiales

V1 V2 V3 V4 V5 V6

Llave Analógica CD4016

a b c TCW

Amplificador de Instrumentación

Q0, Q1, Q2, Q3 Contador 1

.................................. Contador 2

Q0, Q1, Q2, Q3

CD4520

A1B1C1

A1B1C1

I II III aVL aVR aVF Prec.

Entrada +6V (Común)

LEDs

A2 B2 C2

El selector consiste esencialmente en un par de multiplexores, MUX 1 y MUX 2 (CD4051) de 8 canales simples, encargados de proveer las señales de entrada al amplificador de bioinstrumentación, según el estado de sus tres entradas ABC. Para ello se dispone de dos contadores binarios (CD4520). Un contador se utiliza para la selección de las derivaciones I, II, III, aVL, aVR, aVF y precordiales V en general, y el otro para seleccionar la derivación precordial específica (V1 a V6). Ambos contadores se incrementan por la acción de sendos pulsadores exteriores manejados por el operador. El primer contador está siempre habilitado; el segundo, sólo cuando está seleccionada la derivación V (Precordiales), y se habilita con el nivel alto proveniente del multiplexor MUX 4, señal que también se utiliza para el reset de este mismo contador, de manera que la secuencia de las derivaciones precordiales específicas comience siempre en V1. Al momento del encendido de todo el sistema amplificador, una red RC provoca el reset de ambos contadores, y MUX 1 y MUX 2 entregan al amplificador básico de bioinstrumentación una señal de 0 V (tensión de masa), situación advertida al operador mediante un indicador luminoso, quien puede entonces ajustar el offset de los amplificadores operacionales de la etapa de entrada y verificar el pulso de calibración de 1 mV. DISCUSION DE RESULTADOS

Las pruebas realizadas en banco, muestran que el prototipo cumple con las exigencias de diseño y con las normas internacionales para electrocardiógrafos que se mencionan más arriba. Aunque se aumenta el tiempo de preparación del paciente, por el número de electrodos que deben estar permanente colocados para el registro, la disponibilidad de un sistema digital de selección de las 12 derivaciones normalizadas de ECG, evita manipulaciones de electrodos que son generadoras de señales interferentes, y otorga mayor confiabilidad a todo el sistema de captura de las bioseñales. CONCLUSIONES

Para ajustarse estrictamente a las normas, se requiere que el instrumento esté protegido contra las altas descargas de tensión de los desfibriladores, utilizados en general junto a los electrocardiógrafos. Como en nuestro caso, se trata de un instrumento de uso experimental único en laboratorio, no hemos tenido en cuenta esa exigencia referida a la protección contra alta tensión. Ante la eventualidad de extender su uso al ámbito clínico hospitalario, debe modificarse el diseño para que el amplificador sea capaz de soportar 6500 V en sus terminales de entrada sin sufrir daños. La protección se logra con lámparas de neón, que se destruyen a 80 V, en combinación con diodos Zener con tensión de ruptura de 10 V, menores que los 15 V máximos recomendados en las terminales de entrada de los amplificadores operacionales. Actualmente se desarrolla la interfaz entre la salida del amplificador de bioinstrumentación y la etapa de conversión digital (Tompkins y Webster, 1988; Tompkins, 1993). Las señales electrocardiográficas analógicas adquiridas in vivo serán procesadas por una tarjeta modelo Lab PC-1200/AI (National Instruments, 1996) conectada a una PC. BIBLIOGRAFIA

Monzón JE, 2001. Procesamiento Digital de Señales Biológicas. Proyecto de Investigación PI-664. Secretaría General

de Ciencia y Técnica. Universidad Nacional del Nordeste. Corrientes.

National Instruments, 1996. DAQ Lab-PC-1200/AI User Manual. Austin, TX, National Instruments Technical Publications.

Olivan Palacios J, 2001. An Introduction to the Treatment of Neurophysiological Signals using Scilab. Mississippi, Neurotraces. (http://www.neurotraces.com/scilab/scilab2/node59.html)

Tompkins WJ, 1993. Biomedical Digital Signal Processing. Englewood Cliffs, NJ, Prentice Hall.

Tompkins WJ, Webster JG, 1981. Design of Microcomputer-Based Medical Instrumentation. Englewood Cliffs, NJ, Prentice Hall.

Tompkins WJ, Webster JG, 1988. Interfacing Sensors to the IBM PC. Englewood Cliffs, NJ, Prentice Hall., 1988.

Webster JG, 1988. Encyclopedia of Medical Devices and Instrumentation. New York, NY, John Wiley & Sons.

Webster JG, 1995. Medical Instrumentation. Third Edition. New York, NY, John Wiley & Sons.

Webster JG, 2002. Bioinstrumentation. New York, NY, John Wiley & Sons.