ES1067908U - Circuito acondicionador de señales electricas debiles. - Google Patents
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Abstract
1. Circuito acondicionador de señales eléctricas débiles, del tipo que comprende: - al menos un amplificador de instrumentación (Amp1) de ganancia ajustable con una alta impedancia de entrada, con: - una primera entrada (Amp1+) en conexión con un primer electrodo receptor (E1) en contacto con una primera zona (A) de un medio (H) para recibir al menos una de dichas señales eléctricas débiles (SE1) provinente de dicho medio (H), y - una segunda entrada (Amp1-) en conexión con un voltaje de referencia (Vref1), - un dispositivo generador de tensión de referencia (D) en conexión con un electrodo suministrador de tensión (E3) en contacto con una segunda zona (C) de dicho medio (H) para aplicarle una señal eléctrica de referencia con el fin de que la tensión existente en el medio (H) tenga un valor sustancialmente igual a la de dicha señal eléctrica generada por dicho dispositivo generador de tensión de referencia (D), - unos medios de compensación para compensar al menos los desplazamientos de continua sufridos por al menos dicha señal eléctrica débil (SE1) recibida por el primer electrodo receptor (E1), estando dicho circuito caracterizado porque está adaptado para aplicar al electrodo suministrador de tensión (E3), mediante dicho dispositivo generador de tensión de referencia (D), como dicha señal eléctrica de referencia una señal eléctrica continua de valor fijo, siendo dicho dispositivo generador de tensión de referencia (D) un dispositivo generador de tensión constante (D), y porque dichos medios de compensación comprenden al menos: - un dispositivo generador de tensión (DAC1) conectado a dicha segunda entrada (Amp1-) de dicho amplificador de instrumentación (Amp1), que es al menos uno, para generar y suministrarle una señal eléctrica de voltaje de referencia (Vref1) a través de dicha segunda entrada (Amp1-), para compensar al menos los desplazamientos de continua no deseados sufridos por la señal eléctrica débil (SE1) recibida por el primer electrodo receptor (E1), y - un sistema de control en conexión con dicho dispositivo generador de tensión (DAC1), y adaptado para controlarlo con el fin de modificar el valor de dicho voltaje de referencia (Vref1), estando dichos medios de compensación aislados eléctricamente respecto a dicho dispositivo generador de tensión constante (D) y sustancialmente respecto a dicho electrodo suministrador de tensión (E3) para asegurar que no existe un flujo de corriente a través del medio (H) como consecuencia de la actuación de los medios de compensación.
Description
Circuito acondicionador de señales eléctricas
débiles.
La presente invención concierne en general a un
circuito acondicionador de señales eléctricas débiles, en general
señales biopotenciales, y en particular a un circuito adaptado para
acondicionar unas señales eléctricas débiles provinentes de un
medio, compensando posibles interferencias y desplazamientos en
continua sufridos por las mismas sin inducir un flujo de corriente
adicional a través del medio.
La invención es particularmente aplicable al
acondicionamiento de señales eléctricas biopotenciales de cualquier
parte del cuerpo de un paciente, tales como las obtenidas mediante
electroencefalogramas (ECF), electrocardiogramas (ECG),
electro-oculogramas (EOG) o electromiogramas
(EMG).
Las circuiterías utilizadas actualmente para
llevar a cabo medidas de señales biopotenciales están basadas en la
amplificación diferencial y en los filtros. La amplificación de
alta ganancia se lleva a cabo mediante un amplificador diferencial
con una alta impedancia de entrada, una relación de rechazo en modo
común (CMRR) alta y una ganancia que es ajustable.
Un amplificador de instrumentación es una unidad
de ganancia en lazo cerrado que tiene una entrada diferencial y
una salida única con respecto a un terminal de referencia. En
general las impedancias de los dos terminales de entrada están
equilibradas y tienen altos valores, típicamente de 10^{9}
\Omega, o mayores. Las corrientes de polarización de entrada
deben ser también bajas, habitualmente entre 1 nA y 50 nA. Tal y
como sucede con los amplificadores operacionales, la impedancia de
salida es muy baja, nominalmente de unos pocos miliohmios, a bajas
frecuencias.
Los amplificadores de instrumentación son un
filtro pasa bajos, donde el ancho de banda para una ganancia
unitaria para pequeña señal cae típicamente entre 500 kHz y 4 MHz.
Un incremento de ganancia reduce el ancho de banda pero su respuesta
es muy plana en el rango de las señales biopotenciales (hasta los
pocos kHz). Por esta razón son requeridos filtros activos pasa
bajos para mejorar el rango de frecuencias de interés.
Un filtro pasa bajos ideal eliminaría por
completo las señales por encima de la frecuencia de corte y dejaría
pasar perfectamente las señales por debajo de la misma (dentro de
la banda de paso). En los filtros reales se llevan a cabo varios
compromisos para intentar aproximarse al caso ideal. Algunos tipos
de filtro son optimizados para obtener una respuesta plana en
ganancia dentro de la banda de paso, otros sacrifican variación de
ganancia (rizado) en la banda de paso para obtener una caída más
brusca en el borde de la banda de paso, mientras que otros
sacrifican ambos, la respuesta plana y la relación de caída, para
favorecer la fidelidad en la respuesta pulsátil.
Tras el acondicionamiento analógico de señal, la
señal puede ser digitalizada con un convertidor
analógico-digital, o ADC. El criterio de Nyquist
requiere que la frecuencia de muestreo sea al menos de dos veces la
frecuencia más alta contenida en la señal, o la información sobre
la señal se perderá. Si la frecuencia de muestreo es inferior al
doble de la frecuencia máxima de señal analógica, ocurrirá un
fenómeno conocido como "aliasing", o solapamiento. Es
importante resaltar que si no se dispone un filtro de entrada en la
entrada del muestreador ideal, cualquier componente de frecuencia
(ya sea señal o ruido) que caiga fuera del ancho de banda de Nyquist
será superpuesto, es decir que sufrirá los efectos del
"aliasing". Por esta razón se utiliza un filtro
"antialiasing" en casi todas las aplicaciones de muestreo ADC
para eliminar estas señales no deseadas.
El principal problema en las medidas
biopotenciales son las interferencias, incluyendo el ruido
dominante de frecuencia de línea de 50 o 60 Hz. En las propuestas
conocidas de circuitos acondicionadores de señales eléctricas
débiles, en concreto de señales biopotenciales obtenidas mediante
una serie de electrodos, los electrodos activos incluyen un
seguidor cerca de cada uno de ellos para almacenar de manera
intermedia la señal del electrodo, de manera que prácticamente todos
los problemas de interferencias asociados con las impedancias
altas y diferenciales de cada electrodo son eliminados.
En la página 2 del boletín "Amplifier ICs
Volume 6, Issuel" de "Analog Devices" y en la página 17 del
documento "Information for Medical Applications" de "Real
World Signal Processing" de "Texas Instruments" (SLYB108)
aparecen sendos ejemplos del estado de la técnica en cuanto a
sistemas ECG con sus correspondientes amplificadores de
instrumentación AD8220 e INA326, respectivamente.
Los ligeros desequilibrios en las longitudes y
los contactos de los electrodos provocan que la señal en modo común
se desplace en continua, lo cual constituye la limitación principal
del amplificador diferencial del amplificador de instrumentación. El
circuito excitador de pierna derecha (DRL) intenta reducir esta
limitación aplicando un voltaje próximo al voltaje de modo común en
un electrodo de referencia suministrador de tensión, o electrodo
DRL. Otras técnicas de acoplamiento de corriente alterna (CA)
podrían ser aplicadas para cambiar el voltaje de referencia del
amplificador de instrumentación. El circuito ilustrado por la
Figura 2 del documento "Heart-Rate and EKG Monitor
Using the MSP430FG439" de Texas Instruments (SLAA280) muestra un
ejemplo de dichas técnicas de acoplamiento CA, donde el convertidor
digital-analógico DAC1 allí ilustrado proporciona
un nivel de voltaje de alimentación medio como voltaje de
polarización de la cadena amplificadora.
El límite inferior del nivel de ruido en las
medidas bioeléctricas está determinado por el ruido térmico de la
impedancia de los electrodos. Consecuentemente, para conseguir
niveles de ruido en el rango de los microvoltios, la impedancia del
electrodo, incluyendo la existente entre el electrodo y la piel del
paciente, debe ser inferior a 100 k\Omega.
Existen varios documentos de patente que
describen diferentes sistemas y métodos para realizar medidas de
señales biopotenciales. Algunos de dichos documentos se exponen a
continuación.
Por el documento de patente EP1631189A1 se
conoce un sistema para realizar medidas de señales biopotenciales,
en el cual se utiliza una sonda con un electrodo situado adyacente
al paciente (en contacto o sin contacto con el mismo). Se propone
utilizar como tensión de referencia del amplificador diferencial al
cual se encuentra conectado el electrodo una tensión de tierra, el
voltaje de un segundo electrodo en contacto con el paciente o el
voltaje de un segundo electrodo incorporado en la misma sonda. La
sonda que incorpora el electrodo puede incluir una circuitería
electrónica con amplificadores, etapas de ganancia y filtrado,
baterías, componentes para transmitir vía cable o de manera
inalámbrica o componentes para registrar datos para una transmisión
posterior. La sonda incluye un conductor separado una distancia fija
respecto al electrodo adyacente al paciente con el fin de aislarlo
frente a señales interferentes, provinentes por ejemplo del
amplificador incluido en la misma sonda.
Por otra parte la patente US5876351A1 propone un
dispositivo modular y portátil para realizar electrocardiogramas,
que para algunos de sus ejemplos de realización comprende unos
amplificadores, cada uno de ellos con una primera entrada conectada
a cada uno de unos electrodos, de manera previa al amplificador de
instrumentación, y con una segunda entrada conectada a un voltaje
de referencia común que puede ser el del electrodo DRL (Wilson) o
GND, seleccionado mediante un multiplexor.
La patente US5392785A1 propone un amplificador
de instrumentación aplicado a la reducción de voltaje en modo común
en medidas de ECG y EEG, mediante la aplicación por parte de un
circuito de compensación de un voltaje de compensación
representativo de dicho voltaje en modo común de diferentes maneras,
algunas con un tercer electrodo DRL y otras sin este tercer
electrodo pero con un camino de retroalimentación para altas
frecuencias entre una condensador incluido en un circuito de
compensación y la capacidad existente entre el paciente y el tierra,
o chasis, a través de dicho tierra o chasis. La entrada del
amplificador del circuito de compensación está conectada a las
salidas de los amplificadores diferenciales de las señales de los
electrodos, con el fin de monitorizar el voltaje en modo común
recibido a través de los electrodos.
La patente US5713365A1 propone prescindir del
electrodo DRL manteniendo un buen rechazo al ruido eléctrico,
realimentando directamente el voltaje de modo común detectado en la
salida de los amplificadores diferenciales de cada electrodo, en las
entradas de los mismo, con el fin de obtener un dispositivo
portátil más que el de mejorar las prestaciones de los sistemas que
sí que inyectan una señal de referencia a través del electrodo
DRL.
En todas las propuestas mencionadas de sistemas
que incluyen unos circuitos DRL existe una conexión eléctrica entre
éste y el circuito de acondicionamiento de las señales provinentes
de los electrodos, ya que el voltaje aplicado al electrodo DRL
corresponde al voltaje de modo común detectado en los amplificadores
diferenciales conectados a cada electrodo, lo que hace que las
fluctuaciones en las señales eléctricas proporcionadas por los
electrodos y los posibles artefactos, o señales interferentes,
produzca cambios en la tensión a aplicar al electrodo DRL, lo cual
tiene como consecuencia que se produzca una inyección de corriente
en el paciente a través del interfaz
electrodo-piel-tejido DRL, que
altera el equilibrio en los potenciales de las semiceldas.
En las propuestas conocidas los amplificadores
diferenciales de cada electrodo comparten una misma tensión de
referencia.
En ninguna de las propuestas mencionadas se
describe la separación eléctrica del circuito DRL del de
acondicionamiento de las señales eléctricas provinentes de los
electrodos con el fin de evitar la comentada inyección indeseada de
corriente en el medio, ni la de utilizar tensiones de referencia
individuales para cada electrodo con el fin de comparar a cada una
de ellas con una de las señales suministrada por cada uno de los
electrodos receptores en unos respectivos amplificadores de
instrumentación o diferenciales.
A la luz del estado de la técnica cuyos
principales inconvenientes se han expuesto arriba, aparece
necesario ofrecer un alternativa que posibilite solucionar dichos
inconvenientes, y que en particular evite la alteración del
equilibrio en los potenciales de las semiceldas que se produce en
las propuestas convencionales al inyectar una corriente en un medio,
en general un paciente, a través de un electrodo de referencia, tal
como el descrito arriba como electrodo DRL.
Para ello la presente invención concierne a un
circuito acondicionador de señales eléctricas débiles, del tipo que
comprende:
- como mínimo un amplificador de instrumentación
de ganancia ajustable con una alta impedancia de entrada, con:
- -
- una primera entrada en conexión con un primer electrodo receptor en contacto con una primera zona de un medio para recibir una de dichas señales eléctricas débiles provinente de dicho medio, y
- -
- una segunda entrada en conexión con un voltaje de referencia,
- un dispositivo generador de tensión de
referencia en conexión con un electrodo suministrador de tensión en
contacto con una segunda zona de dicho medio para aplicarle una
señal eléctrica de referencia con el fin de que la tensión existente
en el medio tenga un valor sustancialmente igual a la de dicha
señal eléctrica generada por dicho dispositivo generador de tensión
de referencia, y
- unos medios de compensación para compensar
como mínimo los desplazamientos de continua sufridos por dicha
señal eléctrica débil recibida por electrodo receptor.
\vskip1.000000\baselineskip
A diferencia de las propuestas convencionales el
circuito propuesto por la invención está adaptado para aplicar al
electrodo suministrador de tensión, mediante dicho dispositivo
generador de tensión de referencia, una señal eléctrica continua de
valor fijo, estando los mencionados medios de compensación aislados
eléctricamente respecto al dispositivo generador de tensión de
referencia constante y sustancialmente respecto al electrodo
suministrador de tensión para asegurar que no existe un flujo de
corriente a través del medio como consecuencia de la actuación de
los medios de compensación, al contrario de lo que sucedía con los
circuitos acondicionadores convencionales descritos anteriormente,
donde las fluctuaciones en las señales eléctricas proporcionadas
por los electrodos receptores y los posibles artefactos, o señales
interferentes, producían una inyección de corriente en el medio a
través del electrodo de referencia, que alteraba el equilibrio en
los potenciales de las semiceldas.
En el circuito propuesto por la invención los
mencionados medios de compensación son eléctricamente
independientes del dispositivo generador de tensión de referencia,
y comprenden:
- un dispositivo generador de tensión conectado
a la segunda entrada del amplificador de instrumentación, para
generar y suministrarle una señal eléctrica de voltaje de
referencia, para compensar como mínimo los desplazamientos de
continua no deseados sufridos por la señal eléctrica débil recibida
por el primer electrodo receptor, y
- un sistema de control en conexión con dicho
dispositivo generador de tensión, y adaptado para controlarlo con
el fin de modificar el valor de dicho voltaje de referencia.
\vskip1.000000\baselineskip
En general dicho sistema de control se encuentra
conectado con la salida de dicho amplificador de instrumentación
para controlar al dispositivo generador de tensión en función de la
señal de salida del amplificador de instrumentación.
Para un ejemplo de realización los mencionados
medios de compensación están adaptados para, con el fin de
complementar dicha compensación llevada a cabo mediante la
aplicación de dicho voltaje de referencia, suministrarle al
amplificador de instrumentación a través de una entrada de ajuste
de desplazamientos de continua, una señal de ajuste de compensación
de continua a la salida del amplificador de instrumentación
representativa de un valor de tensión variable determinado en
función del desplazamiento de continua a compensar sufrido por la
señal eléctrica débil recibida por el primer electrodo
receptor.
Los medios de compensación están adaptados
también para compensar señales interferentes alternas mediante el
suministro de dicha señal eléctrica de voltaje de referencia y/o
de dicha señal de ajuste, a dicha segunda entrada y a dicha entrada
de ajuste de desplazamientos de continua del amplificador de
instrumentación, respectivamente.
En la presente solicitud se entienden como
señales eléctricas débiles las señales de baja amplitud y/o
procedentes de fuentes con altas impedancias de salida. Típicamente
los valores CA de tensión de tales señales son inferiores a 10mV y
pueden presentar componentes continuas CC superiores a la señal
CA.
Para un ejemplo de realización preferido el
circuito acondicionador propuesto por la invención está aplicado al
acondicionamiento de señales de medidas biopotenciales de cualquier
parte del cuerpo de un paciente, tales como las obtenidas mediante
electroencefalogramas (ECF), electrocardiogramas (ECG),
electro-oculogramas (EOG) o electromiogramas (EMG),
siendo dicho medio un paciente, con el fin de conseguir un mínimo
flujo de corriente a través del mismo.
Para dicho ejemplo de realización preferido el
electrodo suministrador de tensión está en contacto con una zona de
contacto de dicho paciente, formando con dicho dispositivo
generador de tensión constante un circuito de pierna derecha DRL con
el fin de conseguir que la tensión del paciente sea sustancialmente
igual a la tensión suministrada por el dispositivo generador de
tensión constante.
El circuito propuesto está adaptado para llevar
a cabo dicha o dichas compensaciones para compensar las variaciones
de la tensión en modo común de dicho amplificador de
instrumentación.
Las anteriores y otras ventajas y
características se comprenderán más plenamente a partir de la
siguiente descripción detallada de unos ejemplos de realización con
referencia a los dibujos adjuntos, que deben tomarse a título
ilustrativo y no limitativo, en los que:
la Fig. 1 es una representación esquemática del
circuito acondicionador propuesto por la invención aplicado al
acondicionamiento de señales biopotenciales de un paciente, en
concreto de señales de ECG, para un ejemplo de realización para el
que las señales provienen de un único electrodo receptor,
la Fig. 2 es una vista análoga a la Fig. 1 pero
para un ejemplo de realización para el que el circuito
acondicionador está aplicado al acondicionamiento de señales
provinentes de dos electrodos receptores,
la Fig. 3 ilustra mediante un diagrama de flujo
una posible manera de controlar el circuito propuesto por la
invención, para un ejemplo de realización,
la Figs. 4a a 4e son diferentes vistas de un
soporte que sustenta al circuito propuesto por la invención y a los
electrodos conectados al mismo aplicados en la cabeza de un
paciente, para la realización de un encefalograma, y
la Fig. 5 es una vista en perspectiva de una
carcasa o caja que aloja a parte del circuito acondicionador
propuesto por la invención.
Haciendo en primer lugar referencia a la Fig. 1,
en ella puede apreciarse el circuito acondicionador propuesto por
la invención para un ejemplo de realización para el que éste está
aplicado al acondicionamiento de señales biopotenciales
representativas de un ECG realizado a un paciente H.
El circuito de la Fig. 1 comprende:
- un amplificador de instrumentación Amp1 de
ganancia ajustable con una alta impedancia de entrada, con:
- -
- una primera entrada Amp1+ en conexión con un primer electrodo receptor El en contacto con una primera zona A de dicho paciente H (zona dispuesta en el torso superior derecho del paciente H) para recibir una señal eléctrica débil SE1 provinente del mismo, y
- -
- una segunda entrada Amp1- en conexión con un voltaje de referencia Vref 1,
- un dispositivo generador de tensión de
referencia D en conexión con un electrodo suministrador de tensión
E3 en contacto con una segunda zona C de dicho paciente H, en este
caso la pierna derecha del mismo, para aplicarle una señal eléctrica
de referencia con el fin de que la tensión existente en el medio,
en este caso un paciente H, tenga un valor sustancialmente igual a
la de dicha señal eléctrica generada por dicho dispositivo
generador de tensión de referencia D, el cual forman con el
electrodo E3 un circuito de pierna derecha DRL
- unos medios de compensación para compensar los
desplazamientos de continua sufridos por dicha señal eléctrica
débil SE1 recibida por el primer electrodo receptor E1.
Tal y como se ha dicho anteriormente el circuito
propuesto por la invención está adaptado para aplicar al electrodo
suministrador de tensión E3, mediante el dispositivo generador de
tensión de referencia D una señal eléctrica continua de valor fijo,
siendo dicho dispositivo generador de tensión de referencia D un
dispositivo generador de tensión constante D.
El dispositivo generador de tensión constante D
está formado, para los ejemplos de realización ilustrados por las
Figs. 1 y 2, por un amplificador operacional con limitación de
corriente para cumplir con las recomendaciones internacionales, de
manera que se asegura que el voltaje suministrado al electrodo E3 es
muy estable, constituyendo dicho voltaje una referencia de voltaje
de precisión (referencia de intervalo de banda de precisión).
Al estar los medios de compensación aislados
eléctricamente respecto al dispositivo generador de tensión
constante D y sustancialmente respecto al electrodo suministrador
de tensión E3 (entre E1 y E3 solamente existe la impedancia del
paciente H, que es muy alta) se asegura que no existe un flujo de
corriente a través del medio H como consecuencia de la actuación de
los medios de compensación, al contrario que en las propuestas
convencionales donde sí que se producía dicho flujo de corriente que
provocaba cambios en los potenciales de las semiceldas.
Los medios de compensación del circuito
propuesto por la invención comprenden, para el ejemplo de
realización ilustrado por la Fig. 1:
- un dispositivo generador de tensión, el cual
es un convertidor digital-analógico DAC1 conectado
a la segunda entrada Amp1- del amplificador de instrumentación
Amp1, para generar y suministrarle una señal eléctrica de voltaje de
referencia Vref1 a través de dicha segunda entrada Amp1-, para los
desplazamientos de continua no deseados sufridos por la señal
eléctrica débil SE1 recibida por el primer electrodo receptor E1,
y
- un sistema de control en conexión con dicho
dispositivo generador de tensión DAC1, y adaptado para controlarlo
con el fin de modificar el valor de dicho voltaje de referencia
Vref1.
Tal y como se ha dicho anteriormente los
mencionados medios de compensación están adaptados para
suministrarle al amplificador de instrumentación Ampl1, a través de
una entrada de ajuste de desplazamientos de continua DIGIN1, una
señal de ajuste Sc1 de compensación de continua a la salida del
amplificador de instrumentación Ampl1 representativa de un valor de
tensión variable determinado en función del desplazamiento de
continua a compensar sufrido por dicha señal eléctrica débil SE1
recibida por el primer electrodo receptor E1.
Asimismo los medios de compensación del circuito
propuesto por la invención están adaptados también para compensar
señales interferentes alternas mediante el suministro de dicha
señal eléctrica de voltaje de referencia Vref1 y/o de dicha señal de
ajuste Sc1, en función de la compensación necesaria.
Los medios de compensación están adaptados para,
en función de la relación entre la señal de salida del amplificador
de instrumentación Amp1 y el rango dinámico del mismo:
- ajustar dicha ganancia del amplificador de
instrumentación Amp1, mediante el envío de una señal de ajuste de
ganancia Sg1 a una entrada de ajuste de ganancia DIGIN1 del mismo,
y/o
- llevar a cabo dicha modificación del valor de
dicho voltaje de referencia Vref1 a aplicar a la segunda entrada
Amp1- del amplificador de instrumentación Amp1, y/o
- modificar el valor de dicha tensión variable,
y por ende dicha señal de ajuste Sc1 representativa del mismo a
aplicar a dicha entrada de ajuste de desplazamientos de continua
DIGIN1 del amplificador de instrumentación Ampl1.
Para los ejemplos de realización ilustrados por
las Figs. 1 y 2, dicha entrada de ajuste de ganancia y dicha
entrada de ajuste de desplazamientos de continua son una misma
entrada DIGIN1 de programación del amplificador de instrumentación
Amp1, siendo dichas señales de ajuste Sg1, Sc1 unas señales
digitales.
El mencionado sistema de control está formado
por un microcontrolador \muc (o para otros ejemplo de realización
no ilustrado por un circuito lógico), el cual forma parte de un
sistema electrónico local SCM que incluye también a dichos
dispositivos generadores de tensión D, DAC1, estando dicho sistema
de control conectado a la salida del amplificador de
instrumentación Amp1 una vez digitalizada por un convertidor
digital-analógico ADC1, para monitorizarla y operar
en consecuencia, incluyendo dicha operación el mencionado control
del convertidor digital-analógico DAC1 para
modificar el valor del voltaje de referencia Vref1.
Siguiendo con la Fig. 1, en ella puede
apreciarse también cómo el microcontrolador \muc comprende:
- una salida conectada a DAC1 cuyas salida está
conectada a la segunda entrada Amp1- del primer amplificador de
instrumentación Amp1, para enviarle la señal eléctrica de voltaje
de referencia Vref1 tras su conversión a formato analógico, y
- otra salida conectada a una entrada de ajuste
DIGIN1 del amplificador de instrumentación Amp1 para suministrarle
dicha señal de ajuste Sc1, Sc2, Sg1, Sg2 en formato digital.
En la Fig. 2 se ilustra otro ejemplo de
realización análogo al ilustrado por la Fig. 1 pero donde el
circuito acondicionador está aplicado al acondicionamiento de
señales biopotenciales provinentes de dos electrodos E1 y E2.
En dicho circuito ilustrado por la Fig. 2, éste
comprende un segundo amplificador de instrumentación Amp2 de
ganancia ajustable con una alta impedancia de entrada, con:
- una primera entrada Amp2+ en conexión con un
segundo electrodo receptor E2 en contacto con una tercera zona B
del paciente H (en este caso un zona dispuesta en el torso superior
izquierdo del paciente H), para recibir otra de dichas señales
eléctricas débiles SE2, y
- una segunda entrada Amp2- en conexión con un
segundo voltaje de referencia Vref2.
Los medios de compensación ilustrados en la Fig.
2 también están adaptados para compensar s los desplazamientos de
continua (y si es el caso de alterna) sufridos por dicha señal
eléctrica débil SE2 recibida por el segundo electrodo receptor E2, y
comprenden un segundo dispositivo generador de tensión DAC2
conectado a la segunda entrada Amp2- del segundo amplificador de
instrumentación Amp2, para generar y suministrarle una señal
eléctrica de segundo voltaje de referencia Vref2, para llevar a
cabo dicha compensación.
Tal y como se aprecia en la Fig. 2 el sistema de
control comprende al mencionado microcontrolador \muc conectado
también con dicho segundo dispositivo generador de tensión DAC2, el
cual es otro convertidor digital-analógico, y
adaptado para controlarlo con el fin de modificar el valor del
segundo voltaje de referencia Vref2 aplicado a la segunda entrada
Amp2- del segundo amplificador de instrumentación Amp2.
Los medios de compensación están adaptados para
compensar desplazamientos de continua sufridos por la señal
eléctrica débil SE2 recibida por dicho segundo electrodo E2 y
señales interferentes alternas, operando de manera análoga a como
operan con el amplificador de instrumentación Amp1, incluyendo el
suministro de una respectiva señal de ajuste Sc2 de compensación de
continua y el envío de una señal de ajuste de ganancia Sg2 a una
entrada de ajuste DIGIN2 del mismo Amp2.
El sistema de control local SCM ilustrado en la
Fig. 2 incluye tanto al microcontrolador \muc como al dispositivo
generador de tensión constante D, así como a los dos convertidores
digital-analógico DAC1 y DAC2.
El microcontrolador \muc de la Fig. 2
comprende:
- unas primera y segunda salidas conectadas,
respectivamente, a los primero y segundo convertidores
digital-analógico DAC1, DAC2, y
- unas tercera y cuarta salidas conectadas
respectivamente a las entradas de ajuste DIGIN1, DIGIN2 de los
amplificadores de instrumentación Amp1, Amp2, para suministrarles
dichas señales de ajuste Sc1, Sc2, Sg1, Sg2 en formato digital.
Las tensiones de polarización de los
amplificadores Amp1, Amp2 y del amplificador operacional del
dispositivo generador D, e indicadas como +V en las Figs. 1 y 2
provienen de unas baterías (no ilustradas) incluidas en el sistema
electrónico local SCM, de manera que se evitan algunas de las
interferencias provocadas por la tensión de red cuando dichos
circuitos se encuentran alimentados por la red eléctrica.
Un amplificador de instrumentación adecuado para
ser utilizado como Amp1 y Amp2, es por ejemplo el amplificador de
instrumentación de ganancia programable AD8555, aunque el circuito
ilustrado por las Figs. 1 y 2 no está limitado a ningún
amplificador de instrumentación en concreto, siempre y cuando éste
sea de ganancia programable y disponga de una o más entradas de
programación de ganancia y de compensación de desplazamientos de
continua (offset), tal como las entradas DIGIN1 y DIGIN2
ilustradas.
Es necesario resaltar que el circuito
acondicionador de las Figs. 1 y 2 se ha ilustrado de manera
simplificada y esquemática, incluyendo los elementos más
importantes que forman parte del mismo, pero la inclusión de otros
elementos (tales como filtros) comunes en esta clase de circuitos
(algunos de los cuales se han citado en el apartado de "Estado de
la Técnica") también está contemplada por la presente
invención.
De hecho los propios amplificadores de
instrumentación Amp1, Amp2, tal como el mencionado AD8555, incluyen
un circuito de supresión de interferencias de radio frecuencia con
un filtro pasa bajos con un ancho de banda de pocos kHz.
Antes de la digitalización se utiliza un filtro
pasa bajos (RC) (no ilustrado) que deja pasar a las señales dentro
de la banda de paso del filtro a la vez que limita el ancho de
banda de las señales que se encuentran fuera de la banda de paso,
reduciendo así el posible ruido en las señales de entrada de los
convertidores analógico-digitales ADC1, ADC2, y
obteniendo por tanto unas señales digitales VAmp1o, VAmp2o
representativas de unas señales analógicas libres de
interferencias.
Es necesario resaltar que algunos de los
componentes o elementos del sistema electrónico local SCM tampoco
se han ilustrado con el fin de que las Figs. 1 y 2 sean más claras
al ilustrar de manera esquemática los componentes actores
principales del circuito propuesto por la invención. Uno de dichos
elementos no ilustrado es un regulador linear de bajo ruido (tal
como el ADP3331) que reduce el ruido de las señales analógicas de
salida del SCM, es decir Vref1, Vref2, y la tensión de referencia
del electrodo E3 del circuito DRL.
Tal y como se ilustra de manera esquemática en
las Figs. 1 y 2, el sistema electrónico local SCM comprende un
módulo de comunicaciones M adaptado para comunicar inalámbricamente
con un sistema de control remoto SR, preferentemente de manera
bidireccional.
Para un ejemplo de realización dicho sistema de
control remoto SR está adaptado para recibir inalámbricamente,
desde el sistema electrónico local SCM, los valores digitales
representativos de la señal de salida VAmp1o, VAmp2o del
amplificador (Fig. 1) o amplificadores (Fig. 2) de instrumentación
Amp1, Amp2, y para analizarlos.
Para un ejemplo de realización el sistema de
control remoto SR está adaptado para realizar, automáticamente o si
es necesario con la intervención de un operador (por ejemplo para
elegir un programa de control a aplicar), como mínimo parte de los
ajustes de ganancia de los amplificadores de instrumentación Amp1,
Amp2, y/o la modificación de los valores de los voltajes de
referencia Vref1, Vref2, y/o la modificación de las señales de
ajuste Sc1, Sc2, y para realizar los correspondientes envíos de los
valores digitales de señales de ajuste Sc1, Sc2, Sg1, Sg2 y/o de
voltajes de referencia Vref1, Vref2 al sistema electrónico local
SCM.
Para otro ejemplo de realización el sistema
electrónico local SCM está adaptado para realizar los ajustes de
ganancia de los amplificadores de instrumentación Amp1, Amp2, y/o
la modificación del valor de los voltajes de referencia Vref1, Vref2
y/o la modificación de las señales de ajuste Sc1, Sc2.
Tal sistema de control remoto SR es, para un
ejemplo de realización, un sistema computerizado en conexión con
unos medios de visualización, tal como una pantalla, para mostrar
las señales de salida VAmp1o, VAmp2o, es decir, para el caso de un
ECG, las señales representativas del mismo.
Preferentemente el mencionado sistema
computerizado remoto SR comprende una serie de periféricos, tanto
de entrada como de salida, para posibilitar su utilización por un
operador por ejemplo para el mencionado ejemplo de realización en
que parte de los ajustes se llevan a cabo por el sistema remoto
SR.
Obviamente el sistema remoto SR también dispone
de un módulo de comunicaciones (no ilustrado) interno o externo
(por ejemplo conectado a un puerto USB) capaz de comunicarse
inalámbricamente con el módulo de comunicaciones M del sistema
electrónico local SCM, con la misma tecnología y protocolos (por
ejemplo Zigbee).
El uso de una comunicación inalámbrica tiene
como principal objetivo el eliminar posibles interferencias de
señales con la frecuencia de red (50 o 60 Hz) que la utilización de
cables provoca. Ello es así debido a que dicha comunicación o
interfaz inalámbrica elimina la principal capacidad parásita entre
el cuerpo del paciente y tierra que se producía en los mencionados
cables de las propuestas convencionales. Obviamente dicha
comunicación inalámbrica aporta además una gran autonomía al
paciente que el cableado no permite.
Para un ejemplo de realización los
amplificadores de instrumentación Amp1, Amp2, circuitería asociada,
y en general el sistema electrónico local SCM se encuentran
sustentados por un soporte C que también sustenta a todos o parte de
los electrodos E1, E2, E3, junto con los amplificadores de
instrumentación Amp1, Amp2 y circuiterías asociada ADC1, ADC2,
filtros (no ilustrados), etc.
El hecho de llevarse a cabo la amplificación y
digitalización de las señales de los electrodos receptores E1, E2
in situ, es decir con los amplificadores de instrumentación
Amp1, Amp2, y demás circuitería asociada, dispuestos muy próximos a
los electrodos, elimina considerablemente el ruido interferente
que se produce convencionalmente cuando los electrodos activos se
encuentran alejados de las etapas amplificadoras, debido al alto
grado de rechazo al modo común de los amplificadores de
instrumentación elimina el ruido de frecuencia de red común a los
dos electrodos E1, E2, y a la ausencia de cables entre los
electrodos E1, E2 y la electrónica de amplificación. Tras la
digitalización in situ la señal de salida digitalizada
VAmp1o, VAmp2o (ver Figs. 1 y 2) no tiene problemas de
interferencias.
El voltaje de referencia del electrodo
suministrador E3 del circuito DRL presenta una alta inmunidad al
ruido, debido a que proviene de un circuito de cancelación de ruido
dedicado, que en las Figs. 1 y 2 está formado por un seguidor de
tensión basado en un amplificador operacional.
En las Figs. 4a a 4e se ilustra un caso para el
que (a diferencia del ilustrado por las Figs. 1 y 2 que hacen
referencia a un sistema ECG) las señales biopotenciales a
acondicionar son unas señales cerebrales, para la realización de un
encefalograma, donde el mencionado soporte C se encuentra acoplado
en la cabeza del paciente.
Para el ejemplo de realización ilustrado en
dichas Figs. 4a a 4e los electrodos utilizados se encuentran
integrados en una porción delantera Cd del soporte C, de manera que
están en contacto con la frente del paciente, aunque cualquier otra
ubicación que se considere adecuada para la realización de ECG
también es posible.
La porción intermedia Ci del soporte C
constituye una tira Ci que discurre a lo largo de la cabeza
conectando la porción delantera Cd y una porción trasera Ct del
soporte C. Dicha tira Ci es extensible con el fin de adaptar el
soporte C a diferentes tamaños de cabeza.
En la porción trasera Ct del soporte C se
encuentra definido un alojamiento Aj para el sistema electrónico
local SCM, el cual se encuentra a su vez alojado en el interior de
una caja T, la cual aparece ilustrada con mayor detalle en la Fig.
5.
En la caja T ilustrada en dicha Fig. 5 se
aprecian una serie de conectores Tc para conectar los extremos de
unos correspondientes cables (no ilustrados) conectados a los
amplificadores de instrumentación de los electrodos receptores, y al
electrodo suministrador de tensión, y que discurren a lo largo de
la tira Ci del soporte C y se encuentran integrados en la
misma.
Dicha caja T también tiene en uno de sus
laterales un interruptor Sw para su manipulación por parte de un
operador con el fin de activar/desactivar al sistema electrónico
local (SCM).
Con el fin de que se comprenda mejor el
funcionamiento del circuito propuesto por la invención, se describe
a continuación un método de control del mismo haciendo referencia a
un amplificador de instrumentación Amp1, aunque el control del
segundo Amp2 o incluso de otros adicionales se puede llevar a cabo
de igual manera que la que se explica a continuación para Amp1.
Dicho método se ilustra mediante un diagrama de
flujo en la Fig. 3, y comprende realizar las siguientes etapas,
teniendo en cuenta la relación entre la señal de salida del
amplificador instrumentación Amp1 y el rango dinámico del mismo:
a) fijar un punto inicial de trabajo que incluye
predeterminar un valor para la señal de ajuste de ganancia Sg1, en
función de la ganancia deseada, y un valor sustancialmente igual
para la señal eléctrica de referencia a aplicar al electrodo
suministrador de tensión E3 y para el voltaje de referencia Vref1,
es decir igual al generado por el dispositivo generador de tensión
constante D (ver Figs. 1 y 2).
Dicha etapa a) aparece ref1ejada en las casillas
primera y segunda (contando desde arriba) del diagrama de flujo de
la Fig. 3.
b) monitorizar la salida digitalizada del
amplificador de instrumentación Amp1 para un número de muestras o
periodo predeterminado;
La etapa b) aparece reflejada en las casillas
tercera y cuarta del diagrama de flujo de la Fig. 3 (donde los
valores monitorizados son indicados como "medidas"). Dichas
tercera y cuarta casillas se encuentran conectadas por un camino de
retorno (de la cuarta a la tercera) que indica que si no se ha
alcanzado el número de muestras comentado se deben seguir
adquiriendo muestras hasta que sea así, y entonces pasar a la
siguiente casilla, es decir proceder a realizar la siguiente
reetapa:
c) comprobar si los valores de la señal VAmp1o
obtenidos en dicha monitorización de dicha etapa b) están dentro
del rango dinámico del amplificador de instrumentación Amp1 (quinta
casilla contando desde arriba), y:
- si como resultado de dicha etapa c) se
determina que los valores de la señal monitorizada VAmp1o están
dentro del rango dinámico del amplificador de instrumentación Amp1
inicializar una serie de contadores relativos como mínimo a dicho
número de muestras o periodo y dicha señal monitorizada VAmp1o, y
volver a realizar dichas etapas b) y c);
- si como resultado de dicha etapa c) se
determina que los valores de la señal monitorizada VAmp1 o están
fuera del rango dinámico del amplificador de instrumentación Amp1,
pasar a la sexta casilla contando desde arriba que hace referencia
a una disyuntiva en función de cuya respuesta el método comprende
realizar las siguientes etapas de manera alternativa:
d1) si existen valores de la señal monitorizada
VAmp1o por encima y por debajo del rango dinámico del amplificador
de instrumentación Amp1, reducir la ganancia del mismo mediante la
modificación de dicha señal de ajuste de ganancia Sg1 (casilla a la
derecha de la sexta casilla contando desde arriba) y su
correspondiente aplicación (segunda casilla); y volver a realizar
dicha etapas b) y c);
d2) si solamente existen valores de la señal
monitorizada VAmp1o por encima del rango dinámico del amplificador
de instrumentación Amp1 (respuesta afirmativa a la disyuntiva de la
séptima casilla contando desde arriba), como mínimo incrementar el
valor del voltaje de referencia Vref1 (casilla a la derecha de la
séptima casilla contando desde arriba), aplicarlo (segunda
casilla), y volver a realizar dichas etapas b) y c); o
d3) si solamente existen valores de la señal
monitorizada VAmp1 o por debajo del rango dinámico del amplificador
de instrumentación Amp1 (respuesta negativa a la disyuntiva de la
séptima casilla contando desde arriba), como mínimo decrementar el
valor del voltaje de referencia Vref1 (última casilla del diagrama
de flujo de la Fig. 3 contando desde arriba), aplicarlo (segunda
casilla), y volver a realizar dichas etapas b) y c).
Tal y como se indica en el diagrama de flujo de
la Fig. 3, si es necesario:
dicha etapa d2) comprende además modificar la
señal de ajuste Sc1 de desplazamientos de continua y aplicarla a la
entrada de ajuste de desplazamientos de continua DIGIN1 del
amplificador de instrumentación Ampl1, para reducir el nivel de
continua en la señal monitorizada VAmp1o; y
dicha etapa d3) comprende además modificar la
señal de ajuste Sc1 de desplazamientos de continua y aplicarla a la
entrada de ajuste de desplazamientos de continua DIGIN1 del
amplificador de instrumentación Ampl1, para aumentar el nivel de
continua en la señal monitorizada VAmp1o.
Tal y como ya se ha mencionado anteriormente el
método de control del circuito propuesto por la invención comprende
compensar los desplazamientos de sufridos por otra u otras señales
eléctricas débiles recibida por otros electrodos receptores en
contacto con otras zonas del paciente H, de manera análoga a como se
lleva a cabo la compensación con la señal eléctrica débil SE1
recibida por el primer electrodo receptor E1.
Un experto en la materia podría introducir
cambios y modificaciones en los ejemplos de realización descritos
sin salirse del alcance de la invención según está definido en las
reivindicaciones adjuntas.
Claims (18)
1. Circuito acondicionador de señales
eléctricas débiles, del tipo que comprende:
- al menos un amplificador de instrumentación
(Amp1) de ganancia ajustable con una alta impedancia de entrada,
con:
- -
- una primera entrada (Amp1+) en conexión con un primer electrodo receptor (E1) en contacto con una primera zona (A) de un medio (H) para recibir al menos una de dichas señales eléctricas débiles (SE1) provinente de dicho medio (H), y
- -
- una segunda entrada (Amp1-) en conexión con un voltaje de referencia (Vref1),
- un dispositivo generador de tensión de
referencia (D) en conexión con un electrodo suministrador de
tensión (E3) en contacto con una segunda zona (C) de dicho medio
(H) para aplicarle una señal eléctrica de referencia con el fin de
que la tensión existente en el medio (H) tenga un valor
sustancialmente igual a la de dicha señal eléctrica generada por
dicho dispositivo generador de tensión de referencia (D),
- unos medios de compensación para compensar al
menos los desplazamientos de continua sufridos por al menos dicha
señal eléctrica débil (SE1) recibida por el primer electrodo
receptor (E1),
estando dicho circuito
caracterizado porque está adaptado para aplicar al electrodo
suministrador de tensión (E3), mediante dicho dispositivo generador
de tensión de referencia (D), como dicha señal eléctrica de
referencia una señal eléctrica continua de valor fijo, siendo dicho
dispositivo generador de tensión de referencia (D) un dispositivo
generador de tensión constante
(D),
y porque dichos medios de compensación
comprenden al menos:
- un dispositivo generador de tensión (DAC1)
conectado a dicha segunda entrada (Amp1-) de dicho amplificador de
instrumentación (Amp1), que es al menos uno, para generar y
suministrarle una señal eléctrica de voltaje de referencia (Vref1) a
través de dicha segunda entrada (Amp1-), para compensar al menos
los desplazamientos de continua no deseados sufridos por la señal
eléctrica débil (SE1) recibida por el primer electrodo receptor
(E1), y
- un sistema de control en conexión con dicho
dispositivo generador de tensión (DAC1), y adaptado para
controlarlo con el fin de modificar el valor de dicho voltaje de
referencia (Vref1),
estando dichos medios de
compensación aislados eléctricamente respecto a dicho dispositivo
generador de tensión constante (D) y sustancialmente respecto a
dicho electrodo suministrador de tensión (E3) para asegurar que no
existe un flujo de corriente a través del medio (H) como
consecuencia de la actuación de los medios de
compensación.
2. Circuito según la reivindicación 1,
caracterizado porque dichos medios de compensación están
adaptados para, con el fin de complementar dicha compensación
llevada a cabo mediante la aplicación de dicho voltaje de referencia
(Vref1), suministrarle al amplificador de instrumentación (Ampl1),
a través de una entrada de ajuste de desplazamientos de continua
(DIGIN1), una señal de ajuste (Sc1) de compensación de continua a
la salida del amplificador de instrumentación (Ampl1)
representativa de un valor de tensión variable determinado en
función del desplazamiento de continua a compensar sufrido por al
menos dicha señal eléctrica débil (SE1) recibida por el primer
electrodo receptor (E1).
3. Circuito según la reivindicación 1 ó 2,
caracterizado porque dichos medios de compensación están
adaptados también para compensar señales interferentes alternas
mediante el suministro de dicha señal eléctrica de voltaje de
referencia (Vref1) y/o de dicha señal de ajuste (Sc1), a dicha
segunda entrada (Amp1-) y a dicha entrada de ajuste de
desplazamientos de continua (DIGIN1) del amplificador de
instrumentación (Amp1), respectivamente.
4. Circuito según la reivindicación 1, 2 ó 3,
caracterizado porque los medios de compensación están
adaptados para, en función de al menos la relación entre la señal
de salida del amplificador de instrumentación (Amp1) y el rango
dinámico del mismo:
- ajustar dicha ganancia del amplificador de
instrumentación (Amp1), mediante el envío de una señal de ajuste de
ganancia (Sg1) a una entrada de ajuste de ganancia (DIGIN1) del
mismo, y/o
- llevar a cabo dicha modificación del valor de
dicho voltaje de referencia (Vref1) a aplicar a la segunda entrada
(Amp1-) del amplificador de instrumentación (Amp1), y/o
- modificar el valor de dicha tensión variable,
y por ende dicha señal de ajuste (Sc1) representativa del mismo a
aplicar a dicha entrada de ajuste de desplazamientos de continua
(DIGIN1) del amplificador de instrumentación (Ampl1).
5. Circuito según la reivindicación 4,
caracterizado porque dicha entrada de ajuste de ganancia y
dicha entrada de ajuste de desplazamientos de continua son una
misma entrada (DIGIN1) de programación del amplificador de
instrumentación (Amp1), siendo dichas señales de ajuste (Sg1, Sc1)
unas señales digitales.
6. Circuito según cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, caracterizado porque está
aplicado al acondicionamiento de señales de medidas biopotenciales,
siendo dicho medio (H) un paciente (H), con el fin de conseguir un
mínimo flujo de corriente a través del medio (H).
7. Circuito según la reivindicación 6,
caracterizado porque dicho electrodo suministrador de
tensión (E3) está en contacto con una zona de contacto (C) de dicho
paciente (H), formando con dicho dispositivo generador de tensión
constante (D) un circuito de pierna derecha (DRL) con el fin de
conseguir que la tensión del medio (H) sea sustancialmente igual a
la tensión suministrada por el dispositivo generador de tensión
constante (D).
8. Circuito según cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, caracterizado porque comprende
al menos un segundo amplificador de instrumentación (Amp2) de
ganancia ajustable con una alta impedancia de entrada, con:
- una primera entrada (Amp2+) en conexión con un
segundo electrodo receptor (E2) en contacto con una tercera zona
(B) de dicho medio (H) para recibir al menos otra de dichas señales
eléctricas débiles (SE2) provinentes del medio (H), y
- una segunda entrada (Amp2-) en conexión con un
segundo voltaje de referencia (Vref2),
estando dichos medios de compensación adaptados
para compensar también al menos los desplazamientos de continua
sufridos por dicha señal eléctrica débil (SE2) recibida por dicho
segundo electrodo (E2),
porque dichos medios de compensación comprenden
un segundo dispositivo generador de tensión (DAC2) conectado a
dicha segunda entrada (Amp2-) de dicho segundo amplificador de
instrumentación (Amp2), para generar y suministrarle una señal
eléctrica de segundo voltaje de referencia (Vref2) a través de dicha
segunda entrada (Amp2-), para compensar al menos los
desplazamientos de continua no deseados sufridos por la señal
eléctrica débil (SE2) recibida por el segundo electrodo receptor
(E2),
y porque dicho sistema de control está conectado
también con dicho segundo dispositivo generador de tensión (DAC2), y
adaptado para controlarlo con el fin de modificar el valor de dicho
segundo voltaje de referencia (Vref2) aplicado a la segunda entrada
(Amp2-) del segundo amplificador de instrumentación (Amp2).
\vskip1.000000\baselineskip
9. Circuito según la reivindicación 8,
caracterizado porque dichos medios de compensación están
adaptados para compensar desplazamientos de continua sufridos por
la señal eléctrica débil (SE2) recibida por dicho segundo electrodo
(E2) y señales interferentes alternas, operando de manera análoga a
como operan con el amplificador de instrumentación (Amp1),
incluyendo el suministro de una respectiva señal de ajuste (Sc2) de
compensación de continua y el envío de una señal de ajuste de
ganancia (Sg2) a una entrada de ajuste (DIGIN2) del mismo
(Amp2).
10. Circuito según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 9, caracterizado porque comprende un
sistema electrónico local (SCM) que incluye a dicho sistema de
control, el cual está formado por al menos un microcontrolador
(\muc) o circuito lógico, y a dichos dispositivos generadores de
tensión (D, DAC1, DAC2), estando dicho sistema de control conectado
a la salida del amplificador de instrumentación (Amp1), o salidas
(Amp1o, Amp2o) de los amplificadores de instrumentación (Amp1, Amp2)
cuando es el caso, para monitorizarla(s) y operar en
consecuencia.
11. Circuito según la reivindicación 10,
caracterizado porque dicho microcontrolador (\muc) o
circuito lógico comprende:
- unas primera y segunda salidas conectadas,
respectivamente, a dichos primero y segundo dispositivos
generadores de tensión (DAC1, DAC2), los cuales son sendos
convertidores digital-analógico, cuyas salidas
están conectadas respectivamente a la segunda entrada (Amp1-) del
primer amplificador de instrumentación (Amp1) y a la segunda
entrada (Amp2-) del segundo amplificador de instrumentación (Amp2),
para enviarle dichas señales eléctricas de voltaje de referencia
(Vref1, Vref2) tras su conversión a formato analógico, y
- unas tercera y cuarta salidas conectadas
respectivamente a dichas entradas de ajuste (DIGIN1, DIGIN2) de los
amplificadores de instrumentación (Amp1, Amp2), para suministrarles
dichas señales de ajuste (Sc1, Sc2, Sg1, Sg2) en formato
digital.
12. Circuito según la reivindicación 10 u 11,
caracterizado porque al menos dicho amplificador de
instrumentación (Amp1), o dichos amplificadores de instrumentación
(Amp1, Amp2) cuando es el caso, y circuitería asociada se encuentran
sustentados por un soporte (C) que también sustenta a al menos uno
de dichos electrodos (E1, E2, E3).
13. Circuito según la reivindicación 12,
caracterizado porque al menos parte de dicho sistema
electrónico local (SCM) también se encuentra sustentado por dicho
soporte (C).
14. Circuito según la reivindicación 13,
caracterizado porque dicho sistema electrónico local (SCM)
comprende un módulo de comunicaciones (M) adaptado para comunicar
inalámbricamente con un sistema de control remoto (SR).
15. Circuito según la reivindicación 14,
caracterizado porque dicho módulo de comunicaciones (M) está
adaptado para comunicar con dicho sistema de control remoto (SR) de
manera bidireccional.
16. Circuito según la reivindicación 14 ó 15,
caracterizado porque dicho sistema de control remoto (SR)
está adaptado para recibir inalámbricamente, desde el sistema
electrónico local (SCM), los valores digitales representativos de la
señal de salida (VAmp1o, VAmp2o) del amplificador o amplificadores
de instrumentación (Amp1, Amp2), y para analizarlos.
17. Circuito según la reivindicación 14, 15 ó
16, caracterizado porque dicho sistema de control remoto
(SR) está adaptado para realizar al menos parte de:
- dicho ajuste de dicha ganancia del
amplificador o amplificadores de instrumentación (Amp1, Amp2),
y/o
- dicha modificación del valor de dicho o dichos
voltajes de referencia (Vref1, Vref2) a aplicar a la segunda
entrada (Amp1-, Amp2-) del amplificador o amplificadores de
instrumentación (Amp1, Amp2), y/o
- dicha modificación de dicha o dichas señales
de ajuste (Sc1, Sc2) a aplicar a dicha entrada de ajuste de
desplazamientos de continua (DIGIN1, DIGIN2) del amplificador o
amplificadores de instrumentación (Ampl1, Amp2),
y para realizar los
correspondientes envíos de los valores digitales de señales de
ajuste (Sc1, Sc2, Sg1, Sg2) y/o de voltajes de referencia (Vref1,
Vref2) al sistema electrónico local
(SCM).
18. Circuito según cualquiera de las
reivindicaciones 11 a 15, caracterizado porque dicho
sistema electrónico local (SCM) está adaptado para realizar:
- dicho ajuste de dicha ganancia del
amplificador o amplificadores de instrumentación (Amp1, Amp2),
y/o
- dicha modificación del valor de dicho o dichos
voltajes de referencia (Vref1, Vref2) a aplicar a la segunda
entrada (Amp1-, Amp2-) del amplificador o amplificadores de
instrumentación (Amp1, Amp2), y/o
- dicha modificación de dicha o dichas señales
de ajuste (Sc1, Sc2) a aplicar a dicha entrada de ajuste de
desplazamientos de continua (DIGIN1, DIGIN2) del amplificador o
amplificadores de instrumentación (Ampl1, Amp2).
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| ES1067908Y (es) | 2008-10-16 |
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