Introducción El electroencefalograma (EEG) es un registro de la actividad eléctrica del

cerebro, lo cual nos brinda información muy importante sobre el estado neurológico de un paciente. El electroencefalograma está compuesto por una serie de ondas eléctricas generadas por la corteza cerebral, las cuales son observadas para determinar ciertos estados fisiológicos y condiciones de desórdenes clínicos. La señal de EEG puede ser utilizada para ver la respuesta ante un estímulo específico utilizando alguna técnica de promediación que sea sincronizada con el estímulo aplicado. Esta respuesta se llama potencial evocado, el cual nos proporciona información importante en la evaluación integradora de las vías sensoriales, detectando y localizando lesiones de estas vías. Existen potenciales evocados auditivos, visuales y somatosensoriales.

Para poder registrar el EEG es necesario que tomemos en cuenta la importante función que tiene el cerebro, la estructura de la corteza cerebral, que los potenciales registrados en la corteza corresponden a potenciales generados por las neuronas y que las formas de onda se registran en el cuero cabelludo.

Estas consideraciones nos llevan a que tenemos que realizar un registro confiable donde es muy fácil que haya interferencias externas y ruido. La señal registrada tiene una magnitud muy pequeña (del orden el µV), tiene ciertas componentes en frecuencia conocidas y además el equipo que realice este registro tiene que garantizar la seguridad del paciente.

Dentro de una investigación llevada a cabo en nuestra Universidad en colaboración con Innovamedica se ve la necesidad de registrar el EEG para evaluar la respuesta eléctrica ante un estímulo auditivo en un paciente con un implante coclear (IC). Se está desarrollando un equipo de propósito específico para pacientes con perdida auditiva profunda que permita determinar de forma objetiva las parámetros con que funciona en el implante.

Antecedentes La pérdida de la audición puede tener diferentes causas. Una de ellas puede ser

que haya un defecto en alguna de las partes que componen el oído medio (yunque, martillo, estribo y tímpano). Esto se remedia con un auxiliar auditivo que se encarga de amplificar los sonidos para que puedan ser percibidos por el paciente [1].

Por otro lado existe la hipoacusia profunda lo cual es causado por una pérdida en la sensibilidad de las células ciliadas en la cóclea, ya sea por causas genéticas o por algún virus. Dichas células se encargan de convertir la energía mecánica (vibraciones) en impulsos eléctricos que pueda procesar nuestro cerebro. En este caso el único camino que existe para que un paciente pueda escuchar es a través de un implante coclear [1].

Un implante coclear (IC) es un dispositivo que estimula el oído interno por medio de electrodos para que el paciente pueda tener sensaciones acústicas. Tiene 5 elementos (Fig 1): un micrófono que recoge la señal (1), un procesador de voz que va a extraer las características significativas de los sonidos para codificarlos a un patrón de activación para los electrodos de estimulación (2), un transmisor que envía el patrón de estimulación (3), el implante que decodifica los datos transmitidos (4) y los manda a los electrodos intracocleares (5) para estimular el nervio auditivo.

2

Figura 1. Elementos de un implante coclear. Reproducido de Science vol 295 “Sending

sound to the brain” [1] El arreglo tiene 20 electrodos, lo cual es una cantidad muy pequeña en

comparación con las 30 000 células ciliadas que tiene una persona sana [2]. Pero aunque la cantidad de electrodos es pequeña, el paciente con un implante coclear puede desarrollar el sentido del oído.

Cada electrodo corresponde a cierta frecuencia, pero hay que notar que el arreglo no llega hasta el vértice de la cóclea, por lo tanto las fibras que registran las bajas frecuencias no serán estimuladas. Sin embargo las frecuencias por debajo de 1000Hz no son indispensables para que pueda haber entendimiento con el paciente que utiliza un IC [1].

El intervalo dentro del cuál varía la amplitud de los pulsos de estimulación debe ser fijado entre dos valores límites extremos. El nivel T, es el nivel mínimo de corriente para el cuál el paciente reporta una sensación auditiva, y el nivel C definido como el nivel máximo de corriente de estimulación que corresponde a una sensación auditiva tolerable.

En la actualidad cada vez es más común el uso de estos dispositivos, en adultos y niños. De hecho conforme ha aumentado la cantidad de implantes en el mundo la edad quirúrgica para adaptarlos va disminuyendo. Ahora se habla de implantes en pacientes de menos de 12 meses de edad [3]. La adaptación de un implante coclear es poco eficaz especialmente en pacientes que no pueden dar una respuesta clara al estímulo como los niños pequeños.

En muchas ocasiones se han hecho implantes que no son adecuados para el paciente pues el estímulo aplicado no es suficiente o sobrepasa el límite que el paciente puede tolerar. Para lograr que el implante sea adecuado hay que tomar en cuenta 2 cosas [4].

3

La primera es la estrategia para el procesamiento de la voz, una vez que se reconozcan las frecuencias que hay en los sonidos, se puedan traducir a impulsos eléctricos que serán mandados a los electrodos de estimulación. Y segundo la determinación del intervalo de corriente con que puede ser estimulado cada electrodo.

Mediciones de EEG El electroencefalograma es un registro extracelular de la actividad eléctrica cerebral en el cuero cabelludo. Para que un potencial eléctrico pueda registrarse desde la superficie del cráneo es preciso que grandes cantidades de tejido nervioso produzcan de manera simultánea corriente eléctrica [5]. La descarga parcial de grupos de neuronas produce corrientes duraderas que oscilan lentamente al cambiar la excitabilidad de las mismas mientras que grandes grupos de neuronas descargando sincrónicamente producen corrientes intensas.

El EEG está compuesto por una serie de ondas eléctricas generadas por la corteza cerebral, las cuales son indicativas de la actividad del cerebro. El criterio de normalidad es difícil de definir debido a la variación entre individuos, así como al estado de alerta y la edad, ya que estas variables fisiológicas tienen una relación muy estrecha con las características del EEG. La amplitud de las señales en el rango de 0 a 300µV con un ancho de banda de 0.5 a 150Hz [6]. La mayor parte del tiempo son asíncronas y no tienen un patrón. La aparición de patrones se asocia con la existencia de patologías cerebrales o con ciertas ondas de funcionamiento normal. Para este caso vamos a tener una derivación bipolar, en la que se registra el potencial del electrodo con respecto a un punto de referencia común. Puede ser un electrodo en el cuero cabelludo o en cualquier otro sitio. Es importante medir la impedancia de la interfaz electrodo-electrolito-piel, ya que si es muy alta el registro de verá afectado. Es muy práctico para el estudio de fenómenos que producen un gran cambio en una o más variables, ya que la sola aplicación de los electrodos apropiados y la medición de la impedancia entre ellos reflejan variaciones temporales de parámetros como flujo sanguíneo, actividad cardiaca, volumen respiratorio urinario y renal, entre otros. Otro factor que debemos tomar en cuenta es la colocación de los electrodos. Cada región del cuero cabelludo difiere en la actividad eléctrica. En los estudios realizados el registro de EEG tiene varias aplicaciones que brindan mucha información, en el campo de la neurología, medicina interna, obstetricia, urología, psiquiatría, ortopedia, otorrinolaringología, y otros [5]. Por eso es necesario un registro de al menos 20 electrodos. Para los fines que a nosotros conviene la región que nos brinda la información necesaria es la temporal, es suficiente con que coloquemos un electrodo de cada lado (A1 y A2), uno en el vertex (Cz) y la referencia en la región frontal (Fpz). Por último es necesario que se puedan reconocer y descartar los artefactos, los cuales son señales no deseadas debidas al sujeto o al sistema de registro. Pueden ser de origen biológico, o físico. Las fluctuaciones en la resistencia o en el potencial de los electrodos producen transientes abruptos en el trazo, los cuales se deben a una mala técnica de aplicación o de preparación de electrodos, o bien, a movimientos del sujeto, estas señales pueden ser eliminadas recolocando los electrodos y asegurándose que el sujeto esté confortable para evitar movimientos innecesarios. Otros artefactos son provocados por difusiones de la red, es decir, superposiciones de corriente alterna por mala derivación a tierra del aparato o del paciente, por elevadas resistencias en los electrodos por campos magnéticos variables, que se constituyen en torno a los aparatos eléctricos instalados en las inmediaciones.

4

Los artefactos biológicos son los movimientos del paciente, oscilaciones en el pulso. Así mismo hay que tener en cuenta las interferencias que pueda haber por acoplamiento capacitivo o por inducción magnética. Potenciales evocados

Es la respuesta eléctrica del cerebro a un estímulo específico. Debido a que la amplitud de la señal es muy baja, en relación con la señal eléctrica de electroencefalograma (EEG), la señal generada por el estímulo no puede ser identificada a partir de los registros de EEG. Con el fin de mejorar la relación señal/ruido se utilizan técnicas de promediación de señales. Este tipo de procedimientos remarcan las señales que ocurren en un tiempo constante en relación con el estímulo, mientras que las actividades del EEG y los artefactos que no estén relacionados en tiempo con el estímulo, son eliminados [5].

Los estudios de potenciales evocados proporcionan información importante en la evaluación integradora de las vías sensoriales, detectando y localizando lesiones de estas vías. Suministran un soporte al diagnóstico neurológico, y permiten el seguimiento de cierto tipo de daños, además ayudan a evaluar las funciones sensoriales cuando el comportamiento o pruebas subjetivas no pueden ser emprendidas.

Para lograr que un IC estimule con el nivel óptimo de corriente se han realizado

estudios utilizando potenciales evocados que miden la respuesta eléctrica que tiene el cerebro ante un estímulo eléctrico. Se estimula directamente el transmisor del implante y se ve la respuesta en el EEG. Esta evaluación funciona parcialmente, pero hasta ahora no hay ningún sistema que evalué la respuesta del paciente incluyendo el procesador de voz y el micrófono, es decir, no se está evaluando el sistema completo.

Investigación actual La investigación de la cual forma parte de mi proyecto, es una idea del profesor Juan Manuel Cornejo y de la profesora Ma. del Pilar Granados, ambos del departamento de ingeniería eléctrica. Se está realizando en colaboración con Innovamedica para desarrollarlo como un proyecto donde participamos alumnos de licenciatura y de maestría. En esta investigación se propone un equipo de propósito específico que realice una evaluación del sistema completo, que incluya todo el IC y la respuesta del paciente. Este equipo está diseñado para los pacientes con perdida auditiva profunda y permite determinar de forma objetiva los parámetros con que funciona el implante. Para lograr esto es necesario registrar EEG con una tarjeta de adquisición de 2 canales con una ganancia de 12500 o más, con un ancho de banda de 30 a 500Hz, con una frecuencia de muestreo de 20000 o mayor para cada canal, en 10 bits.

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Objetivo Realizar un registro de electroencefalografía como herramienta para obtener la medida objetiva de la respuesta eléctrica ante un estímulo auditivo en un paciente con un implante coclear.

Metodología Para diseñar la tarjeta de adquisición se tomaron en cuenta las características solicitadas por los profesores que tuvieron la idea. Se propuso un diagrama de bloques, el cual tuvo varios cambios durante el proceso de diseño. Finalmente el registro se puede realizar utilizando como base el diagrama de la figura 2.

Figura 2. Diagrama de bloques para el registro de electroencefalografía Amplificadores de instrumentación

La señal a registrar es del orden de µV por lo tanto hay que tener un nivel de amplificación muy grande, donde se tenga una buena relación señal a ruido (RSR). Esto significa que el ruido que pueda haber inherente a la señal debido a la alimentación o a alguna interferencia externa debe ser muy pequeño en comparación de nuestra señal de interés. Esto se expresa en decibeles con la ecuación (1)

⎟⎠⎞

⎜⎝⎛=

AruidoAseñalRSR 10log20 …(1)

Donde A es la amplitud RMS Los amplificadores de instrumentación ofrecen grandes ventajas ya que tienen

una alta impedancia de entrada, una alta razón de rechazo en modo común (RRMC) y una ganancia muy grande que se controla solo con una resistencia. [7]

Se dice que se tiene un voltaje en modo común cuando se introduce el mismo voltaje en las 2 terminales, por lo tanto un rechazo al voltaje en modo común hace que no haya amplificación cuando los 2 voltajes son iguales.

6

La RRMC es el cociente que existe entre el voltaje medido en modo diferencial (VMD) y el voltaje en modo común (VMC). En un amplificador de instrumentación el VMC tiende a cero, y el VMD es grande ya que se está amplificando la diferencia de potencial entre un punto y otro. Por lo tanto la RRMC tiende a infinito o es muy grande.

De ese modo el ruido que llegue a las 2 terminales no será amplificado mientras que la señal bioeléctrica se registrará correctamente.

El amplificador de instrumentación que se seleccionó (INA126) tiene 2 seguidores con la configuración mostrada en la figura 3, se puede observar que las señales de entrada se conectan en las entradas no inversoras de ambos opamps. Esto provoca que la impedancia de entrada permanezca extremadamente alta, lo cual es ideal si la fuente que provee la señal tiene alta impedancia.

Figura 3. Arreglo de amplificadores operacionales dentro del INA126 El INA126 es amplificador diferencial de instrumentación (CI) que tiene como

aplicación el registro de electroencefalografía [8]. Su arreglo es de 2 amplificadores, la RRMC es de 90dB, la impedancia de entrada es mayor a 109Ω y tiene una ganancia máxima de 10000. La ganancia está dada por una simple ecuación:

=R 580

+Ω

=RG

kG …(2)

La ecuación (2) proviene de las resistencias internas del amplificador, las cuales son ajustadas con laser para tener una mayor exactitud. Siguiendo esta ecuación podemos ver que un valor pequeño de resistencia nos dará una ganancia muy grande. Dado que el valor de ganancia requerido es mayor que la ganancia máxima del amplificador es necesario conectar en cascada 2 INA126 que realicen esta tarea. En la figura 4 se muestran estos amplificadores de instrumentación. En el diseño final se modifico esta cascada para poner en medio de ellos al amplificador de aislamiento lo cual será explicado posteriormente.

7

Para acoplarlos hay que tomar en cuenta el offset y la respuesta en frecuencia de los amplificadores.

Figura 4. Amplificadores de instrumentación en cascada Para la mayoría de las aplicaciones no es necesario poner un acoplamiento de offset pero se vio la necesidad de colocar un filtro RC que quitara el nivel de DC que se provocaba. Un sistema de este tipo se modela con el diagrama de la figura 5. Donde: x1 y y1 corresponden a la entrada y la salida del INA1 x2 y y2 corresponden a la entrada y la salida del INA2

)(1 tx )(1 th )(1 ty

)(2 tx )(2 th )(2 ty

Figura 5. Respuesta del sistema. Las funciones de transferencia h1(t) y h2(t) están dadas por las ganancias de los

amplificadores. Tomando en cuenta que la salida del primer amplificador será la entrada del segundo, entonces:

y1(t) = x2(t) …(3) En el dominio del tiempo, la respuesta de cada uno de estos sistemas es la

convolución de la entrada con la función de transferencia, esto es:

∫∞

∞−

−= ττ dthtxty )()()( 111 …(4)

∫∞

∞−

−= ττ dthtxty )()()( 222 …(5)

Pero esta convolución en el tiempo se traduce en una multiplicación en el dominio de la frecuencia. Por lo tanto: )()()( 111 fHfXfY = …(6)

)()()( 222 fHfXfY = …(7) Si transformamos la ecuación (3) al dominio de la frecuencia, la sustituimos en

la ecuación (6) y esta a su vez la sustituimos en la (7) se obtiene la respuesta de todo el sistema.

)()()()( 2112 fHfHfXfY = …(8)

INA1

-

+

A1(-)

Cz(+)

INA1

-

+Cz(+)

RG1RG2

RC

FpzFpz

Fpz

AV=12.5K

8

Al multiplicarse las 2 funciones de transferencia en el dominio de la frecuencia

hay que ver la relación que tienen con la ganancia (Figura 6), ya que esto podría limitar el ancho de banda. Lo anterior significa que si tomamos un valor de ganancia muy grande (por ejemplo mayor a 1000), la respuesta en frecuencia del amplificador nos podría reducir el ancho de banda.

Figura 6. Respuesta en frecuencia del amplificador de instrumentación

Tomando en cuenta la relación mostrada en la figura 5, se deben elegir 2

ganancias que al multiplicarlas no limiten la respuesta en frecuencia del sistema. En principio se eligen ambas ganancias en 121, de ese modo ambos amplificadores tienen una respuesta en frecuencia mayor a 1kHz. Más adelante se verán otras consideraciones que obligaron a cambiar estas ganancias. Estos amplificadores se deben polarizar con fuentes aisladas para garantizar la seguridad del paciente. Para hacer las pruebas iniciales de estos amplificadores se utilizó una fuente de laboratorio con +/-12V. Pero al avanzar con estas pruebas fue necesario utilizar las fuentes aisladas que se fueran a incluir en el diseño definitivo. Fuentes aisladas

Para lograr polarizar los amplificadores cumpliendo con las normas de seguridad fue necesario implementar fuentes aisladas. Se utilizó el DCR021205P, el cual es un convertidor DC/DC con aislamiento galvánico. Suministra una potencia de 2W.[9]

El circuito se alimenta con 12 V, los cuales se pasan por un oscilador de 400kHz. La salida tiene una rectificación de onda completa que regule el voltaje. El CI tiene un oscilador de 800kHz que regula un interruptor interno que hace posible la conversión DC/DC.

Dado que el CI funciona con fuentes conmutadas, la demanda de corriente puede ser variable. Para evitar cualquier problema que la fuente de alimentación pueda dar se debe colocar un capacitor de 2.2µV en Vs. (figura 7). Se conecta otro capacitor en Vrec para filtrar la salida rectificada. Por último se conecta también un capacitor en Vout para quitar el rizo a la salida.

Cuando se utilizan varios DRC, es posible sincronizarlos para disminuir la interferencia. Hay que conectar la patas SYNC entre si.

9

Para lograr que el DCR funcione correctamente es necesario utilizar capacitores cerámicos de baja Resistencia Serial Equivalente (ESR). En algunas pruebas se utilizaron capacitares electrolíticos y después de un tiempo el voltaje se cae. Es difícil conseguir capacitares cerámicos de ese valor, por lo que se utilizaron capacitores cerámicos de superficie. La bandera de error no se utilizó y la pata enable se deja siempre habilitada.

Figura 7. Diagrama de las fuentes aisladas DCR02

Se pueden conectar en serie 2 DCRs para obtener la polarización de +/-5V. La

tarjeta diseniada incluye 2 canales por lo que se utilizan 4 de estos CI sincronizados. En la hoja de especificaciones el DCR ofrece un bajo ruido y una gran exactitud,

sin embargo al utilizarlo para polarizar los amplificadores de instrumentación el ruido era bastante grande. En la señal de salida se veía un ruido de 700kHz que se asocia con las fuentes ya que es la misma frecuencia a la que conmutan. Este ruido de alta frecuencia afecta nuestra señal al verla en el osciloscopio, pero al digitalizar la señal ese ruido se ve disminuido pues el registro es de 20000 muestras por segundo. Amplificadores de aislamiento

Para esta etapa se utilizó el ISO124. Este circuito integrado tiene secciones de entrada y salida aisladas de forma galvánica, las cuales son apareadas por medio de un capacitor de 1pF. La entrada es modulada y transmitida digitalmente a través de la barrera. El circuito de salida recibe la señal modulada y la convierte de nuevo en un voltaje analógico eliminando el rizo inherente a la modulación. Los circuitos internos tanto a la entrada como a la salida son ajustados por medio de láser [10]

Figura 8. Amplificador de aislamiento ISO124

Vi Vo

Vs1=+/-5V

Vs2=+/-5V

Fpz iso

Fpz

10

Los circuitos de entrada del ISO124 serán polarizados con las fuentes aisladas, mientras que los de salida se pueden alimentar con la alimentación directa. Se debe puentear cada alimentación a su tierra utilizando un capacitor de tantalio de 1µV. Esto es con el fin de minimizar el ruido. Solo hay que tener cuidado con la polarización de los capacitores.

Los amplificadores de instrumentación y la entrada del amplificador de aislamiento deben ser polarizados con las fuentes aisladas, pero estas no suministraban la suficiente corriente para que se pudieran acoplar los CI ya mencionados.

Por lo tanto fue necesario poner el amplificador de aislamiento en medio de los de instrumentación. La relación de ganancia no se ve afectada con esta modificación y las fuentes aisladas suministran sin problemas la corriente necesaria. La señal que pase por el ISO124 tiene que ser lo suficientemente grande para que la modulación-demodulación no la distorsionen, por lo que la ganancia del primer amplificador de instrumentación se debe subir hasta donde su respuesta en frecuencia nos lo permita. Por esto es que en el último diseño las ganancias se colocaron en 666 y en 20 para los INA1 e INA2 respectivamente. De esta forma la ganancia del INA1 es la más grande que se puede tener obteniendo una respuesta en frecuencia del amplificador mayor a 500Hz (ver figura 6)

Aunque uno de los amplificadores se movió, la ecuación (8) sigue dando el comportamiento del sistema ya que el amplificador de asilamiento tiene una función de transferencia igual a 1.

Filtro

Para el diseño de esta etapa se estuvieron analizando 2 fuertes opciones, la primera fue utilizar un filtro activo programable de burr-brown que permitía mover el tipo, y orden del filtro solo con mover un par de resistencias. La segunda opción fue diseñar el filtro apoyándose en un herramienta de texas instruments (filter pro) y armarlo con operacionales.

El primer filtro parecía ser una opción más fácil, pero en realidad las ventajas que te ofrece esta opción pueden ser engañosas pues no se obtiene exactamente el tipo de filtro deseado, hay que mover un poco la impedancia de entrada y jugar con algunos valores donde aparecen más desventajas.

Por lo tanto se trabajó fuertemente en implementar el filtro con amplificadores operacionales. La herramienta de diseño hace la función de transferencia de acuerdo al tipo, orden y ancho de banda que se solicita y la iguala con la función de transferencia de una de las configuraciones ya conocidas para esta aplicación. Esto nos ahorra el trabajo de resolver muchas ecuaciones y despejar los valores de los componentes, pues el software despliega el circuito con los componentes que deben ser utilizados.

De acuerdo con el tipo de registro que se quiere realizar en esta investigación, el filtro debe ser pasabanda de 30 a 500Hz.

Dentro de las especificaciones que se hicieron para el diseño de la tarjeta no se incluyó el tipo y el orden del filtro. Por lo tanto se estuvieron comparando varias opciones, se realizaron simulaciones en Matlab para ver la respuesta del filtro en magnitud y fase. Los filtros que se compararon fueron el Butterworth, el Chebyshev I, y Chebyshev II. (figuras 9a y 9b)

El ChebyII tiene varias ventajas en cuanto a que tiene un cambio rápido para llegar a la banda de paso, el rizo que tiene queda en el banda de rechazo y su comportamiento en fase es bueno. Pero su implementación analógica no es trivial, dada la complejidad del diseño se descartó este filtro.

11

10-1 100 101 102 103

-140

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

Filtro 4ºorden

Frecuencia (Hz)

Mag

nitu

de (d

B)

ButterworthChebyshev2Chebyshev1

10-1

100

101

102

103

104

-200

-150

-100

-50

0

50

100

150

200Filtro 4º orden

Frecuencia (Hz)Fa

se(g

rado

s)

ButterworthChebyshev2Chebyshev1

Quedó entonces la comparación entre los 2 filtros restantes. El butterworth tiene una respuesta plana en su banda de paso, pero no tiene un

cambio tan rápido. El chebyshev si tiene un cambio rápido, pero tiene un rizo en la banda de paso.

Figuras 9a y 9b. Respuesta en frecuencia en escala logarítmica. Magnitud y fase. Tomando en cuenta esas características se armaron ambos filtros y se

compararon con el analizador de espectros. En la figura 10 se muestra la respuesta de los filtros en magnitud, donde se puede ver la diferencia en el cambio de la banda de paso, a la banda de rechazo, pero también se ve que el filtro Chebyshev tiene un ancho de banda menor.

Figura 10. Comparación de la respuesta en frecuencia de los filtros Butterworth y

ChebyshevI en escala lineal.

Por lo tanto el filtro elegido es el butterworth de 4 orden. (2do orden pasabajas y 2do orden pasaaltas). Su fase va de 90° y –90° y el retraso es menor a 4ms.

Para armar este circuito se utilizó el OPA297, el cual es un CI con 2 amplificadores operacionales integrados.

Al final del documento se incluye una hoja anexa donde se detalla cada una de las partes del circuito con sus componentes.

12

0 20 40 60 80 100 120 140 160 180 2000

5

10

15

20

25

Frecuencia (Hz)

Mag

nitu

d

Contenido en frecuencia de la señal a 30Hz

0 50 100 150 200 250 300 350 400 450 500-0.5

-0.4

-0.3

-0.2

-0.1

0

0.1

0.2

0.3

0.4

0.5

Tiempo (ms)

Am

plitu

d (V

)

Señal a 30Hz

No fue necesario incluir un etapa de acondicionamiento ya que el convertidor analógico digital (CAD) que se está usando en esta investigación (PMD1208FS) tiene una alta impedancia de entrada.

Resultados Cada etapa se probó por separado en protoboard, y una vez que funcionaron

todas las etapas correctamente, se acoplaron en un mismo circuito. Para caracterizar el sistema se utilizó una excitación senoidal de 80µV aproximadamente, los cuales se obtuvieron de un divisor de voltaje usando 2 resistencias.

Se obtuvo la respuesta del todo el sistema ante esta excitación a distintas frecuencias. En la Figura 12 se tiene un ejemplo de la señal que se vio a la salida del sistema convertida a digital. A 30 Hz se muestra la señal con más ruido, conforme van aumentando las frecuencias la relación señal a ruido mejora.

Figura 11. Señal obtenida del todo el sistema de adquisición.

Al observarse esta imagen se puede suponer que la señal viene modulada en amplitud, por lo tanto se obtuvo su transformada rápida de fourier (fft) para ver si hay algún armónico relacionado a este suceso. (Figura 12)

Figura 12. FFT de la señal obtenida a 30Hz

13

En la figura 12 se puede ver que la componente en frecuencia de mayor magnitud es la que corresponde a la señal de entrada. Si hay algunas componentes a otras frecuencias pero su magnitud no es significativa.

El siguiente paso en la caracterización fue hacer un barrido en frecuencia del sistema completo, se tomaron 10 puntos por década y se obtuvieron los diagramas de las figura 14 y 15, donde se puede ver la respuesta en magnitud y en fase.

En estas 2 figuras es donde podemos ver si se cumple con las especificaciones dadas al inicio del proyecto. En la figura 13 se puede ver que la ganancia en la banda de paso supera los 12500 solicitados, y en las frecuencias de corte (30 y 500Hz) no se tiene una atenuación menor a 3dB.

Figura 13. Respuesta en magnitud de todo el sistema

Figura 14. Respuesta en fase de todo el sistema

Lo ideal sería que el filtro tuviera fase lineal, pero dado que no existe esta posibilidad el filtro obtenido tiene una fase que nos da un buen comportamiento del sistema.

Respuesta en frecuencia

0

2000

4000

6000

8000

10000

12000

14000

16000

1 10 100 1000 10000

frecuencia (Hz)

Mag

nitu

d

Respuesta en frecuencia

-400

-300

-200

-100

0

100

200

300

1 10 100 1000 10000

Frecuencia (Hz)

Fase

(gra

dos)

14

Después de obtener la respuesta de todo el circuito el siguiente paso fue soldar todo en una tarjeta fenólica. Esto le dará mayor estabilidad al circuito, y mejor relación señal/ruido. Para realizar este paso, se utilizó el software PCBwizard que sirve para dibujar un circuito impreso. Se capturó el diagrama de todo el circuito, para que todos los componentes estuvieran incluidos en una sola tarjeta. En la figura 15 se muestran ambos lados del circuito sobrepuestos. El lado de los componentes se muestra al derecho, mientras que el lado de las pistas (color verde), se muestra en forma invertida.

Figura 15. Circuito dibujado para imprimir en una tarjeta Para soldar esto en una tarjeta se imprimieron las pistas en un acetato, y este se

grabó en la tarjeta fenólica usando calor, posteriormente se sumergió la tarjeta en cloruro férrico, y el cobre que tiene la tarjeta se deshace, mientras que los lugares donde esta impresa la pista quedan intactos. Entonces solo queda perforar en los lugares diseñados para los componentes y posteriormente se solda.

Esto se convierte en un proceso artesanal que requiere de mucho cuidado, ya que si la pista no queda bien impresa, el cloruro férrico disolverá esos puntos. Es recomendable remarcar el circuito impreso con un plumón de aceite antes de sumergirlo en el cloruro.

Ya que la tarjeta fue soldada con todos los componentes, el paso a seguir es realizar pruebas para ver que el circuito funciona de la misma manera que cuando estaba en protoboard.

En la figura 16 se puede ver como fueron acomodadas las 4 etapas del circuito con los 2 canales. En el lado derecho izquierdo de la tarjeta están las fuentes aisladas, las cuales son alimentadas por los 12 Volts que se meten en el lado derecho de la tarjeta y que alimentan la parte no aislada del circuito.

Una vez soldado todo el circuito, se fue probando parte por parte comenzando por la polarización que dan las fuentes aisladas. Posteriormente se probaron los amplificadores de instrumentación, luego el aislamiento y por último el filtro.

Ya que el circuito funcionó, entonces se procedió a hacer pruebas de seguridad eléctrica que aseguren que el sujeto a quien se registre estará debidamente protegido. Esto es que no habrá alguna corriente de fuga significativa que pueda irse hacia el cuerpo.

15

La corriente máxima según la norma IEC [10] para equipos médicos que tengan alguna derivación hacia el cuerpo, son 10µA para los electrodos y tierra; y 100µA con el chasis, este ultimo aún no puede ser evaluado.

Utilizando el medtester del laboratorio de docencia se realizó una prueba de seguridad comparando las corrientes que hay entre los electrodos, de cada electrodo a tierra, y el asilamiento que tiene todo el sistema. El medtester es un equipo que sirve para evaluar equipos médicos, tiene opciones para verificar que el contacto esté bien polarizado, y que tenga conectada la tierra.

El medtester tiene receptores para los electrodos de ECG, tanto en las derivaciones monopolares como las bipolares. Para el registro que se está haciendo nos podemos adaptar usando los receptores bipolares. Asociando los electrodos de la siguiente manera:

Tomando en cuenta las polarizaciones de las derivaciones DI y DII del ECG podemos trasladar los electrodos de EEG apareándolos de acuerdo a su polaridad.

Pierna Izquierda (RL) (+) Cz (+) Brazo Derecho (RA) (-) A1(-) Brazo Izquierdo (LA)(-) A2(-) Pierna Derecha (LL) (GND) Fpz (GND) Por lo tanto DI y DII corresponderían a los 2 canales con los que se va a realizar

esta adquisición. El medtester tiene un receptáculo para meter la clavija del equipo a analizar. En

este momento se está alimentando el circuito con la fuente del laboratorio, pero posteriormente se conectarán +/- 12V del convertidor A/D. Por lo tanto para esta prueba se conectó la clavija de la fuente del laboratorio, como si fuera parte del sistema.

En la tabla 1 se muestra el aislamiento que hay entre todas las derivaciones, con esto se verifica que el aislamiento del ISO124 sea efectivo.

Tabla 1. Aislamiento de cada derivación y de todas las derivaciones

En la tabla 2 se muestran los resultados de la prueba de cada electrodo a tierra, todas estas corrientes deben ser menores a 10µA. La tabla muestra todas las combinaciones posibles para obtener las corrientes de los 4 electrodos hacia tierra, con el equipo encendido polaridad normal, polaridad invertida; y posteriormente con el equipo apagado y las mismas combinaciones.

En la tabla 3 se muestra las corrientes obtenidas entre derivaciones. Se muestran

todas las combinaciones, aunque algunas pueden resultar redundantes. Al igual que en el caso anterior se hicieron pruebas con el equipo encendido, apagado y cambiando las polaridades.

Aislamiento de todas las derivaciones (uA RMS)8.1

Cada derivacion (uA RMS)RL RA LA LL

8.9 8.4 8.6 8.6

16

Cada derivacion a tierra RL (µA RMS) RA (µA RMS) LA(µA RMS) LL(µA RMS)Equipo prendido y polaridad normalCF con Tierra cerrada y neutro cerrado 0 0 0 0CF con Tierra abierta y neutro cerrado 1.7 1.6 1.6 1.6CF con Tierra cerrada y neutro abierto 0.2 0.2 0.2 0.2CF con Tierra abierta y neutro abierto 5.1 5 5 4.9Equipo prendido y polaridad invertidaCF con Tierra cerrada y neutro cerrado 0.1 0 0 0CF con Tierra abierta y neutro cerrado 3.1 3 3 3CF con Tierra cerrada y neutro abierto 0.2 0.2 0.2 0.2CF con Tierra abierta y Neutro abierto 5.1 5 5 4.9Equipo apagado y polaridad normalCF con Tierra cerrada y neutro cerrado 0 0 0 0CF con Tierra abierta y neutro cerrado 2.5 2.4 2.4 2.5CF con Tierra cerrada y neutro abierto 0.3 0.2 0.2 0.2CF con Tierra abierta y neutro abierto 5.1 5 5 5Equipo apagado y polaridad invertidaCF con Tierra cerrada y neutro cerrado 0.1 0.1 0.1 0CF con Tierra abierta y neutro cerrado 2.5 2.5 2.5 2.5CF con Tierra cerrada y neutro abierto 0.2 0.2 0.2 0.2CF con Tierra abierta y neutro abierto 5 5 5 5

Tabla 2. Resultados de la prueba obteniendo las corriente de cada derivación a tierra

Tabla 3. Resultados de la prueba obteniendo las corrientes entre derivaciones

Entre derivaciones ( µ A RMS) RL RA LA LLEquipo prendido y polaridad normalCF con Tierra cerrada y neutro cerrado 0.7 0.2 0.2 0.2CF con Tierra abierta y neutro cerrado 0.6 0.3 0.3 0.3CF con Tierra cerrada y neutro abierto 0.9 0.3 0.3 0.2CF con Tierra abierta y neutro abierto 2.4 0.7 0.6 0.7Equipo prendido y polaridad invertidaCF con Tierra cerrada y neutro cerrado 0.6 0.2 0.2 0.2CF con Tierra abierta y neutro cerrado 1.5 0.4 0.4 0.4CF con Tierra cerrada y neutro abierto 0.9 0.3 0.3 0.2CF con Tierra abierta y Neutro abierto 2.4 0.7 0.6 0.7Equipo apagado y polaridad normalCF con Tierra cerrada y neutro cerrado 0.7 0.2 0.2 0.2CF con Tierra abierta y neutro cerrado 1 0.4 0.3 0.4CF con Tierra cerrada y neutro abierto 0.8 0.3 0.3 0.2CF con Tierra abierta y neutro abierto 2.4 0.7 0.6 0.7Equipo apagado y polaridad invertidaCF con Tierra cerrada y neutro cerrado 0.7 0.2 0.2 0.2CF con Tierra abierta y neutro cerrado 1 0.4 0.3 0.4CF con Tierra cerrada y neutro abierto 0.9 0.3 0.3 0.2CF con Tierra abierta y neutro abierto 2.4 0.7 0.6 0.7

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Ya que estamos seguros de que el equipo no va a tener ninguna corriente de fuga que lesione al sujeto que se esté registrando, entonces podemos conectar el equipo a una persona.

Una primera prueba para validar el funcionamiento de la tarjeta de adquisición es registrar una señal de electrocardiografía (ECG), ya que es fácil reconocer la forma característica de cada complejo.

El ECG es también un registro de actividad eléctrica, pero los potenciales eléctricos son del corazón. El registro de ECG es similar al del EEG, pues también hay que amplificar la señal, filtrarla y usar un circuito de protección que aísle al paciente. La diferencia está en la amplitud de la señal pues en la del ECG es del orden mV mientras que la del EEG es del orden de µV. Otra diferencia es el ancho de banda pues en el ECG se tienen frecuencias de interés desde 0.5Hz y en la tarjeta diseñada la frecuencia de corte baja esta en 30Hz.

Con la primera diferencia lo único que debe hacerse es bajar la ganancia del segundo amplificador. En la figura 16 se muestra la señal registrada, y el resultado es satisfactorio. En cuanto a la segunda diferencia el filtro diseñado hace que las ondas P y T de la señal se vean con poca amplitud ya que esas ondas son las que tienen componentes en frecuencia más bajos, pero sin problemas puede reconocerse el complejo QRS Figura 16. Registro de ECG como prueba del funcionamiento del equipo

En el mismo registro se capturó otra imagen pero desplegando a 500ms por división en el eje del tiempo. En la figura 17 se puede ver este registro, donde es fácil distinguir varios complejos QRS sin que se vea ruido.

Figura 17. Registro de ECG desplegando a 500ms por división

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Ya que se ha probado el sistema con una señal que fácilmente podemos

identificar, entonces se procedió a realizar un registro de EEG en el laboratorio de audiología de la Universidad.

En esta prueba se registró a un sujeto sano. En la figura 18 se muestra una señal que es aceptable pues tiene poco ruido, pero solo es el resultado en uno de los 2 canales que compone la tarjeta, el otro canal funcionaba de modo intermitente y se veía con más ruido.

-0.04

-0.02

0

0.02

0.04

0.06

0.08

tiempo

Ampl

itud

(uV

Figura 18. Señal de EEG

La tarjeta adquiere una señal de EEG de modo satisfactorio, pero es necesario que se siga trabando en corregir algunos detalles, como reducir el ruido asociado con las fuentes aisladas y lograr que ambos canales trabajen exactamente igual.

La prueba fue realizada acoplando el sistema completo que se está diseñando en esta investigación, por lo tanto se utilizaron estímulos de distintas frecuencias y se digitalizó la señal para ser procesada por el programa desarrollado. En la figura 18 se muestra un intervalo de la señal registrada.

En la figura 19 se muestra el ruido asociado a las fuentes aisladas, se utilizó

como señal de prueba una onda senoidal. La salida de la señal amplificada tiene una amplitud de 4V, y se utilizó el osciloscopio para poder ver el ruido inmerso en la señal el cual es del orden de mV y 700kHz, lo cual fue medido con los cursores.

Figura 19. Ruido asociado a las fuentes aisladas

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Discusión y Conclusiones El desarrollo de una tarjeta de adquisición para adquirir un biopotencial en

específico no es una tarea trivial pues son varios los problemas que hay que resolver. Sin embargo en la actualidad hay componentes ofrecen varias ventajas: • Los amplificadores de instrumentación que se utilizaron están diseñados para

adquirir EEG. Esta ventaja se resume en que el componente tiene una ganancia muy grande, lo cual es ideal para una señal tan pequeña como la de EEG, también tiene una alta razón de rechazo en modo común, con lo cual las señales que no sean parte del biopotencial no serán amplificadas y tiene un ancho de banda mayor al necesario.

• En el diseño de un filtro se tiene una función de transferencia, la cual hay que igualarla con una función matemática dependiendo del tipo del filtro que se quiera usar y posteriormente se despejan los valores de los componentes; sabiendo esto se utilizó una herramienta de cómputo que realizara estos pasos y que redujera el número de ecuaciones, con lo cual se obtienen fácilmente los componentes necesarios de acuerdo al filtro deseado.

• Una parte con la que hay que tener mucho cuidado es el aislamiento que se tenga hacia el paciente pues el equipo tiene que cumplir con todas las normas de seguridad. El amplificador utilizado resuelve ese problema, pero un punto con el que se trabajó mucho fueron las fuentes aisladas pues presentan un ruido del orden de mV que es algo significativo al relacionarlo con la señal obtenida. La señal de EEG obtenida tiene ese ruido inmerso, y en uno de los 2 canales se veía incrementado, por lo que se podría utilizar otro componente que provea el voltaje aislado para los amplificadores de instrumentación. Hemos visto que la tarjeta funciona con los componentes que tiene actualmente,

pero se puede encontrar algún otro en el que disminuya el ruido asociado a las fuentes conmutadas.

En principio el diseño se armó en una tablilla de experimentación, pero después de probarlo por etapas se vio la necesidad de armarlo todo en una sola tarjeta impresa que tuviera todos los componentes, esto hizo que aprendiera a manejar mejor las hojas de especificación de cada componente, acomodarlos en un solo dibujo para imprimirlo y posteriormente soldarlo en una tarjeta.

Este proyecto terminal involucra en principio un problema de medicina, con lo que aprendí y amplié el conocimiento que tenía de la fisiología del oído, el registro de la actividad eléctrica del cerebro y los potenciales evocados. El problema planteado se resuelve utilizando la electrónica, con lo cual aprendí mucho más sobre el diseño y la aplicación de los componentes que están disponibles en la actualidad. Y finalmente se termina con un problema artesanal pues la impresión de la tarjeta y el soldeo es una técnica en la que hay que tener cuidado con muchos detalles para obtener un resultado satisfactorio.

Con el trabajo realizado dentro del laboratorio podemos concluir que se logró construir una tarjeta de adquisición que funciona con las características solicitadas y que se puede continuar desarrollando para futuras mejorías.

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Agradecimientos En este proyecto yo tuve la oportunidad de probar con varios circuitos y de

profundizar en los conocimientos que adquirí durante la carrera. Mientras se cursan las materias, muchas veces se tiene que seguir una cierta línea por la cual el profesor te va guiando. En el proyecto terminal tienes la libertad de resolver el problema de la forma que más sea conveniente, abriendo esa línea a un espacio muy grande, con soluciones muy diversas.

Trabajar en este proyecto me sirvió para abrir mis ideas, y para darme cuenta de que hay muchas propuestas y muchos caminos que se pueden tomar para resolver un problema. Es importante saber discernir en una solución pues si se toma una decisión equivocada se puede perder tiempo en la investigación. Participar en esta investigación me ha ayudado a reforzar y a aplicar los conocimientos adquiridos durante el tiempo que estuve en la universidad, además me sirvió para tener más visión de las cosas y a romper algunos paradigmas.

Este proyecto se presenta para obtener el título de Ingeniero Biomédico. Quiero agradecer a la empresa Innovamedica por impulsarme a participar en este proyecto.

En especial quiero agradecer a mi asesor el Dr. Emilio Sacristán por que nos recibió en esta investigación. También quiero agradecer a la Dra. Nohra Beltrán, al Ing. Carlos Rodríguez, y al Ing. Rubén Gaitán por el apoyo y la exigencia que tuvieron hacia mí. Por último quiero agradecer al profesor J. Manuel Cornejo, por permitirme participar en el proyecto.

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Bibliografía 1. J. P. Rauschecker and R. V. Shannon; Science “ Sending sound to the brain”;

2002; pp 1025-1027 2. Guyton, Hall; “Tratado de fisiología Médica”; décima edición; 2001; pp 729-

740 3. S. Waltzman, T. Roland; “Cochlear Implantation in Children Younger Than 12

Months”; Jr; Pediatrics Vol. 116; 2005, pp. e487-e493 4. Waltzman S, Robbins A, Green J, et al. “Second oral language capabilities in

children with cochlear implants”. Otol Neurotol. 2003; pp757 –763 5. García M.T., Jiménez A., Ortiz Ma. del R., Peña M.A.; “Potenciales

bioeléctricos”; Universidad Autónoma Metropolitana; 1998; pp187-224 6. Webster J.; “Medical Instrumentation”; third edition; 1998 7. Charles K., Lew C.; “A designer’s guide to instrumentation amplifiers”; 3er

edition; Analog Devices; 2006; pp 1.1-1.7, A.3 8. Burr-Brown corporation datasheets INA126 9. Burr-Brown corporation datasheets DCR02 series 10. Burr-Brown corporation datasheets ISO124 11. Norma IEC para equipos médicos. IEC 2005 60601-1 pp171

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Anexos 1. Lista de componentes

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2. Diagrama eléctrico de la tarjeta de adquisición en un solo canal

Nota: VS1 representa el voltaje suministrado por las fuentes aisladas, y VS2 es el voltaje que viene directo de la fuente de alimentación.