Descripción
Un simulador de señales de ECG (electrocardiograma) es una herramienta electrónica y de software que genera de manera artificial señales eléctricas conocidas, confiables y repetibles que representan la actividad eléctrica cardíaca, con la finalidad de evaluar periódicamente el funcionamiento de electrocardiógrafos y monitores cardíacos. Aquí encontrará la información necesaria para construir un simulador de señales de ECG portátil de muy bajo costo, basado en componentes electrónicos de fácil adquisición, de construcción sencilla y capaz de evaluar modernos monitores que poseen por ejemplo funciones de detección en tiempo real de arritmias y registro de variaciones del segmento ST. El diseño está basado en una PC portátil ó teléfono inteligente encargado de generar las formas de onda de las señales hacia el equipo bajo prueba. Estas señales pueden provenir de un banco de señales que representen cardiopatías específicas o bien pueden ser las señales de calibración que recomiendan los estándares internacionales para ensayar este tipo de equipos. Este trabajo fue realizado y presentado como proyecto de investigación inicial en la Universidad Autónoma de Entre Ríos, Facultad de Ciencia y Tecnología (UADER - FCyT) en Concepción del Uruguay, Entre Ríos Argentina.
Para lograr el objetivo de muy bajo costo de construcción manteniendo las prestaciones en cuanto a reproducción de señales, el simulador utiliza una PC portátil ó un teléfono móvil junto con una placa electrónica basada en unos pocos componentes. La PC ó el teléfono corren una aplicación con mínimos requisitos de SW y HW capaces de almacenar, visualizar y reproducir por medio de su interfaz de sonido (placa de audio) las señales de ECG, y la placa electrónica se encarga de acondicionar la amplitud de las señales a niveles de milivolts.
Podría verse al simulador como un sencillo reproductor de señales de audio seguido de un atenuador resistivo para acondicionar los niveles de amplitud de señal; si bien en principio esto es así, si se tiene en cuenta la composición espectral de las señales de ECG, ricas en componentes de muy baja frecuencia como puede observarse en la gráfica de densidad espectral de potencia (PSD) de la Figura 1, que la mayor concentración de componentes de frecuencia se encuentra antes de los 10 hz, y considerando la limitación que poseen las interfaces de sonido en reproducir esta clase de señales como puede observarse en la Figura 2 que por debajo de los 10 hz la respuesta de amplitud vs. frecuencia de las placas de sonido de algunos teléfonos presenta una atenuación considerable, entonces para poder reproducir señales de ECG como simples archivos de audio se debe sortear esta limitación realizando un procesamiento de señal previo a la reproducción.
Fig. 1. Registro ECG 16273, Normal Sinus Rhythm, Fs: 128 Hz, MIT Boston's Beth Israel Hospital.
Fig. 2. Respuesta en frecuencia de la interfaz de audio de algunos teléfonos celulares.
La atenuación de amplitud en baja frecuencia de las interfaces de sonido provoca que las componentes de bajas frecuencias presentes en la señal de ECG se vean fuertemente atenuadas y se distorsione la forma de onda a reproducir. Es por esto que previo a la reproducción se efectuó un corrimiento en frecuencia de todo el espectro de señal de ECG modulando con la información de la señal de ECG la frecuencia instantánea de otra señal portadora de unos 4khz que no sufre distorsión por atenuación al ser reproducida ya que se ubica en la zona de respuesta plana de la interfaz de audio. De esta manera la PC ó teléfono reproduce un archivo de audio con dicha señal portadora modulada en frecuencia (FM) que lleva impresa la información de la señal de ECG, luego es la placa electrónica del simulador, que está vinculada con un cable de audio con la PC ó teléfono, la que debe recuperar (ó demodular) esa información y adecuar los niveles de tensión eléctrica que deben estar en el orden de los milivolts.
El proceso de modulación se realiza por medio de un procesamiento digital de señal, no se hace en tiempo real ya que requeriría otro nivel de recursos de HW y SW, se hace en forma previa a la reproducción mediante un algoritmo realizado en Octave, es decir se prepara la señal antes de usarla, poniendo cuidado en que el ancho de banda de la señal portadora modulada esté siempre dentro de la zona de respuesta plana de la placa de audio, esto se consigue limitando el valor del coeficiente de corrimiento de frecuencia a unos 800 Hz/mV como se puede ver el la Figura 3 donde se gráfica la densidad espectral de potencia de esta señal modulada por la señal de ECG de la Figura 1. Luego esta señal se convierte en un archivo digital de audio listo para ser reproducido. Por otro lado el proceso de de-modulación se realiza en forma totalmente analógica en la placa electrónica del simulador, por medio de un circuito PLL demodulador de FM seguido por un filtro activo pasa bajos de Butterworth orden 7. Un esquema conceptual del simulador se puede ver el la Figura 4.
La elección de utilizar una comunicación analógica en lugar de una digital, por ejemplo, enviando la señal digital por el puerto USB desde la PC ó teléfono que reproduce la señal de ECG hasta la placa electrónica que acondiciona las amplitudes, se debe a que de esta manera se pueden utilizar teléfonos de bajo costo que no poseen la tecnología USB OTG (On-The-Go) necesaria en el caso de enviar los datos desde este dispositivo hacia una placa con un microcontrolador con un conversor D/A. Además de que los costos de componentes es algo menor en esta versión analógica, fabricar la interfaz electrónica tiene un costo de alrededor de U$D6, esto es fabricando el PCB de manera casera ya que fue diseñado para ser muy simple.
Fig. 3. PSD de la señal portadora modulada por la señal de ECG de Figura 1.
Fig. 4. Diagrama en bloques conceptual del simulador de ECG.
Se desarrolló una aplicación prototipo en lenguaje Java para PC, por medio de la cual el usuario selecciona de una lista los archivos de audio correspondientes a las señales de ECG a utilizar, la aplicación muestra una gráfica en la pantalla de la señal de ECG original y reproduce por el puerto de audio la señal seleccionada; además la aplicación muestra un cuadro de texto con las características y parámetros particulares de la señal que deben ser detectados por el equipo bajo prueba. Se preparó un conjunto de señales que recomienda la norma ANSI/AAMI EC13:2002 “Cardiac Monitors, Heart Rate Meters, And Alarms” [2], estas señales incluyen formas de onda tanto sintéticas como reales. Para obtener detalles sobre estas formas de onda de prueba y cómo usarlas, puede consultar la sección 5.1.2.1, párrafos (e) y (g) de dicha norma.
Se conectó la interfaz electrónica del simulador al puerto de salida de audio analógico de una PC en la cual se instaló la aplicación de SW, a la interfaz electrónica se conectó un un monitor Nihon Kohden, donde se verificó la exactitud en la medición de ritmo cardíaco y la respuesta a ritmos irregulares según sección 5.1.2.1 inciso (e) de la Norma ANSI/AAMI mencionada, además se probó según el inciso (g) de esta norma donde se evaluá el tiempo para activación de alarma por taquicardia, ambas con resultados favorables. Como ejemplo en el inciso (e) de estas pruebas se pide reproducir una señal de ECG real con bigeminismo ventricular, señal “aami3a”, que puede obtenerse de la base de datos Physionet [8], esta señal tiene una duración total del doble complejo de 1500 ms, un ritmo de 80 lpm si se cuentan todos los complejos QRS ó de 40 lpm si solo se cuentan las ondas R más grandes o las ondas S, que el equipo bajo prueba debe detectar.
Respecto de la calibración de amplitudes de las señales a reproducir, en este simulador se puede calibrar solo la derivación I, el resto de las derivaciones son reproducciones escaladas de esta derivación. Para realizar la calibración se genera a través de la aplicación de SW una señal que consiste en un tren de pulsos de amplitud 1 mVpp con muy baja frecuencia y ciclo de actividad de 50%, que tiene un período de 4 segundos lo que deja tiempo suficiente para realizar un ajuste en una resistencia variable en la interfaz electrónica mientras se mide sobre la derivación I con un instrumento voltímetro. Este simulador tiene una salida para conectar un osciloscopio, en la Figura 5 se puede observar una simulación en curso de la señal utilizada en la Figura 1.
Fig. 5. Captura de pantalla de osciloscopio GW Instek GDS-1062A durante una simulación.
La interfaz electrónica convierte variaciones de frecuencia de la señal portadora en variaciones de amplitud (señal de ECG) y esta relación de frecuencia y voltaje debe ser lineal. Se efectuó una prueba de linealidad en Figura 6, donde comparando la respuesta del simulador con su recta de regresión se obtiene un error máximo por linealidad del 1,35% entre valores de instantáneos de frecuencia de portadora de 1 Khz y 7 Khz. En cuanto a la respuesta dinámica del simulador se ajustó el filtro de lazo del PLL y el filtro pasa bajos de salida con una frecuencia de corte de 150 Hz suficiente para simular una gran cantidad de señales de ECG.
Fig. 6. Gráfica de frecuencia instantánea de entrada vs. tensión de salida de la placa simuladora y recta de regresión de datos.
Circuito esquemático de la interfaz electrónica
El circuito consiste de un demodulador de FM mediante un PLL [11] seguido de un filtro pasabajos de Butterworth analógico, en la Figura 7 y Figura 8 puede verse el circuito. Es muy simple, la portadora modulada que fué generada por la aplicación de SW en la PC y sale desde el puerto de audio, ingresa por P6 al HEF4046 y su fase es comparada con la señal del VCO que se encuentra configurado a una frecuencia libre de unos 4 khz, (R16 y C11 fijan esta frecuencia) toda diferencia de fase (ó de frecuencia) puede verse a la salida del comparador como un tren de pulsos de ancho proporcional a esta diferencia, en pin 2 (PC1), por lo tanto el valor medio de esta señal de pulsos contiene la información de diferencia de fase (ó de frecuencia) y es en esta diferencia que está la información de la señal de ECG que modula la portadora de audio. Dicho valor medio se obtiene aplicando esta señal a un filtro pasabajos RC formado por R14 y C12 e ingresa como señal de entrada al VCO pin 9. Esta misma señal internamente pasa por un transistor buffer y queda disponible en pin 10, es la señal de ECG que se deberá filtrar aun más por el filtro de Butterworth que es un filtro de orden 7 de buena selectividad y buena planicidad en la banda de paso.
El filtro puede verse en Figura 8, está implementado con un amplificador operacional LM324, a la salida del filtro pin 14 se toma la señal de ECG para verla en el osciloscopio, señal P1 OCR, esta señal tiene una componente de corriente continua de aproximadamente 1,2V y sobre ese nivel se encuentra la señal de ECG; para poder observar correctamente la señal se debe mover el trazo del osciloscopio hacia abajo en la pantalla ajustando el nivel de continua y configurar el canal vertical a unos 200mV por división, la base de tiempo debe estar en unos 250mV por división e idealmente debe ser un osciloscopio digital para poder ver todo el trazo de la señal de ECG como en la Figura 5.
La señal ECG ya atenuada por un divisor resistivo esta disponible en los pines P2 a P5 donde se conecta el equipo bajo prueba (monitor ó electrocardiógrafo), entre pines P4 y P5, se encuentra la derivación I, que se debe calibrar ajustando el preset RV1 acorde el procedimiento del próximo párrafo. La derivación II se conecta entre pines P4 y P3, la derivación III entre pines P3 y P5, y las señales precordiales se obtienen todas entre los pines P2 y P5. El circuito se alimenta de una batería de 9V.
Fig. 7. Circuito esquemático primer etapa - demodulación de FM por PLL.
Fig. 8. Circuito esquemático segunda etapa – Filtro y atenuador de señal.
PROCEDIMIENTO DE CALIBRACIÓN:
Se debe conectar un voltímetro en la escala de milivolts, en la derivación I (entre P4 y P5) y mediante la aplicación de SW reproducir el archivo de calibración, este archivo genera una señal de calibración que es un tren de pulsos cuadrados de muy baja frecuencia. Los pulsos de calibración tienen 4 segundos de período, 2 segundos la señal estará en alto y 2 segundos en bajo, con una diferencia de amplitud de 1mV pico a pico. Con el voltímetro conectado en la derivación I, se debe ajustar el preset RV1 hasta obtener una lectura de 1mV de diferencia entre el estado alto y el bajo de los pulsos. Por ejemplo durante el estado bajo puede llegar a medir 4,6mV y durante el estado en alto 5,9mV, esto significa que existe una diferencia de 1,3mV pico a pico, por lo tanto se deberá ajustar el preset hasta que la diferencia sea exactamente de 1mV. Recuerde que la única derivación que quedará calibrada es la derivación I.
CONSTRUCCIÓN DEL CIRCUITO IMPRESO:
La placa de circuito impreso puede enviarse a fabricar ó bien construirse en forma casera, el circuito impreso es de doble faz pero puede pueden utilizarse puentes hechos con cables ó alambres, son las pistas color rojo de la figura 10 que es una vista de la placa desde abajo, la construcción en forma casera puede realizarse usando el “método de la plancha” y luego hacer los puentes con cables como se ve en la foto de la figura 12. La placa puede instalarse dentro de un gabinete junto con la batería y una llave para el encendido como puede verse en la Figura 13. En este caso para la entrada de señal se usó un “jack de audio” de 3,5mm. El la sección de descarga al final de la página se encuentra todo el proyecto con los archivos de KiCad.
Fig. 9. Ubicación de componentes. Fig. 10. Vista desde abajo de la placa de circuito impreso.
Fig. 11. Ubicación de componentes en el circuito real. Fig. 12. Vista de los puentes de cables desde abajo del PCB.
Fig. 13. Imagen del simulador en un gabinete plástico.
Software
APLICACIÓN DE SOFTWARE:
La aplicación de SW para PC es una versión prototipo y está escrita en Java utilizando Netbeans, podrá bajar todo el proyecto con el código fuente o solo la aplicación y las señales listas para usar desde la sección de descarga al final de la página, para ejecutarlo debe bajar la carpeta DIST donde se encuentra el archivo ejecutable ECG_PLL.JAR y los archivos correspondientes a las señales de ECG a reproducir. Luego de ejecutar la aplicación podrá ver una lista de archivos ECG a reproducir en la lista de selección a la derecha de la Figura 12, al seleccionar un archivo aparecerá en el cuadro de texto una referencia sobre esa señal, las señales que encontrará disponibles son las recomendadas por la norma EC13 y una señal de calibración.
En la carpeta encontrará para cada señal 3 archivos, todos con el mismo nombre y distinta extensión, el archivo .WAV es el archivo de audio modulado, el .DAT es un archivo con las muestras en formato “Octave” para realizar el gráfico de la señal en pantalla con escala vertical en milivolts y horizontal en segundos, y el archivo .TXT es un texto con la descripción de la señal que aparecerá en el cuadro en pantalla. La aplicación de SW básicamente es un reproductor de señales de audio que muestra una gráfica y una caja de texto con instrucciones sobre el uso de la señal de ECG.
Fig. 12. Circuito esquemático segunda etapa – Filtro y atenuador de señal.
INSTRUCCIONES DE USO DE APLICACIÓN DEL SOFTWARE
Luego de realizar la calibración del simulador según el procedimiento mencionado antes, podrá seleccionar las señales disponibles, estas señales son útiles para probar la función eléctrocardiograma de un equipo monitor de paciente según la norma ANSI/AAMI EC13, a continuación veremos algunos ejemplos de uso.
Las ondas T altas pueden afectar a la detección de QRS y doblar el ritmo de la frecuencia cardíaca, la norma ANSI/AAMI EC13 en la sección “5.1.2.1 Disclosure of performance specifications” inciso c) “Tall T-wave rejection capability.” (rechazo de ondas T altas) indica un método para comprobar el máximo valor permitido en milivots de las ondas T declarado por el fabricante para que no ocurra un doble conteo en el ritmo. Consiste en reproducir una señal como indica la Figura 13 con 1 mV de amplitud del complejo QRS, con 100 ms de duration, y 80 bpm, la amplitud de la onda T se irá incrementando en saltos de 0.2 mV cada un minuto hasta una amplitud de 1.2 mV entonces con el mayor valor declarado por el fabricante de la onda T el ritmo indicado deberá ser 80 ± 8 bpm. En la Figura 14 puede verse el texto de la norma y en Figura 15 una declaración de especificación de dos fabricantes de monitores. La Figura 16 muestra la señal simulada en una transición de altura de la onda T de 0.2 mV a 0.4 mV a 60 segundos de su inicio.
Fig. 13. Forma de onda ANSI/AAMI EC13 para probar la capacidad de rechazo de ondas T.
Fig. 14. Procedimiento ANSI/AAMI EC13 para probar la capacidad de rechazo de ondas T.
Fig. 15. Declaración de especificación de monitor de paciente “Epsimed CMS 8000” (izquierda) y “Philips Efficia CM Series” (derecha).
Fig. 16. Señal generada por el simulador según ANSI/AAMI EC13, vista de transición de altura de la onda T de 0.2 mV a 0.4 mV a 60 segundos de su inicio.
Veamos un segundo ejemplo: En la misma sección 5.1.2.1 de la norma pero en el inciso e) “Heart rate meter accuracy and response to irregular rhythm” se indica como probar la exactitud del equipo en la medición de ritmo frente a ritmos irregulares para lo cual se deben reproducir las 4 señales, 3a, 3b, 3c y 3b que se ven en la Figura 17, y el equipo bajo prueba deberá indicar el ritmo que declara en su manual de especificaciones, el la Figura 18 se ve la declaración referida a esta prueba de 2 equipos de distintos fabricantes.
Fig. 17. Forma de onda ANSI/AAMI EC13 para probar la exactitud en la medición del ritmo cardíaco.
Uso del simulador con un “Smartphone”:
Por el momento no está finalizada una aplicación para Android capaz de correr en un Smartphone pero puede utilizarse de todas maneras el teléfono como simulador de señales junto a la interfaz electrónica. Para lograrlo se debe copiar en una carpeta en la memoria del teléfono (puede ser en una memoria SD externa) todos los archivos de audio .WAV y luego con algún reproductor de archivos de audio seleccionar el que se requiera para la prueba. Deberá conectar la interfaz del simulador con el mismo cable de audio usado para PC y subir el volumen del teléfono al máximo. En la Figura 19 puede verse una lista de archivos utilizando el reproductor “VLC para Android”.
Fig. 19. Lista de archivos de audio modulado con señales de ECG para reproducir en un Smartphone.
Generación de los archivos con la señal ECG:
Como se vio en una sección anterior cada señal de ECG tiene asociada 3 archivos, un archivo .TXT de texto, uno .DAT con muestras en formato “Octave”, (luego de una cabecera de 5 líneas son muestras en formato ASCII separadas por un espacio), y un archivo .WAV de audio, todos con el mismo nombre y distinta extensión. El archivo .DAT son muestras de una señal de ECG que fue muestreada a una frecuencia de 720Hz, esta frecuencia de muestreo “fs” debe respetarse ya que es la utilizada para realizar la gráfica de la señal por la aplicación de SW.
Los archivos son generados utilizando la plataforma GNU Octave, la señal de ECG puede provenir de cualquier formato digitalizado con una fs = 720hz que se pueda leer y cargar en memoria en el entorno Octave, en memoria los datos son parte de un vector de datos que se deben guardar en un archivo con extensión .DAT mediante el comando “save”, por ejemplo si la señal se cargó en memoria en la variable “ecg” la línea: >> save("datos.dat","ecg”), crea un archivo “datos.dat” con el formato deseado, en la Figura 20 puede verse una parte del archivo, este archivo está listo para ser usado por la aplicación de SW y procesado mediante un script de Octave para generar el .WAV.
Fig. 20. Archivo con muestras en formato Octave.
Una vez obtenido el archivo .DAT se debe generar el archivo de audio modulado .WAV, esto se logra modulando con la información de la señal de ECG una señal portadora de audio de 4kHz para lo cual se deben procesar las señales como muestra la ecuación de la Figura 21 expresión general de una portadora modulada en frecuencia por una señal m(t), esto se logra modificando la fase instantánea de dicha portadora cos(wct) sumándole la fase instantánea que entrega el término integral, la señal moduladora m(t) en nuestro caso será la señal de ECG, Kf es el coeficiente de desplazamiento de frecuencia que se eligió en 2*π*800 [rad/mV] factor que controla cuanto se desviará la frecuencia instantánea de la portadora por cada milivolt de amplitud de la señal de ECG. Para realizar este proceso de modulación en forma digital se deberá crear una señal portadora sin modular con una frecuencia de muestreo varias veces mayor a la frecuencia de portadora 4kHz para evitar el efecto de solapamiento (aliasing) se eligió una frecuencia de muestreo de portadora de fsp = 22,32Khz, es decir el archivo de audio tendrá un “sample rate” de 22,32Khz.
Fig. 21. Expresión matemática de una señal portadora modulada en frecuencia por otra señal m(t).
El procesamiento digital realizado mediante el script “FM.m” en Octave es el siguiente (podrá descargarlo en la sección de descargas):
1 - Se lee y carga en memoria el archivo .DAT con la señal de ECG, luego se realiza un remuestreo de esta señal aumentado la cantidad de muestras para obtener un “sample rate” de 22,32Khz (upsampling) para que coincida con la señal de portadora.
2 - Se integra la señal moduladora y multiplica por el coeficiente de desplazamiento de frecuencia.
3 - Se crea la señal modulada en frecuencia y se graba en un archivo de audio en formato .WAV con un sample rate de 22,32Khz y muestras de 16bits.
La siguiente figura muestra un script de Octave que realiza la modulación de frecuencia de la señal portadora, en este ejemplo la señal moduladora es una señal de ECG que se encuentra en un archivo “100m.dat”, luego al final la función “audiowrite()” genera el archivo de audio “100m.wav” listo para usarse con la aplicación de SW o bien ejecutarse con cualquier reproductor de archivos de audio.
Fig. 22. Expresión matemática de una señal portadora modulada en frecuencia por otra señal m(t).
Señales de ECG obtenidas de PhysioNet:
Physionet es una plataforma web sostenida por el National Institutes of Health (NIH) donde se pueden encontrar diversas señales fisiológicas entre ellas señales de ECG, desde el siguiente link podrá acceder a una base de datos de señales y seleccionar una señal de ECG https://archive.physionet.org/cgi-bin/atm/ATM.
Veamos un ejemplo, desde el menú desplegable seleccionar:
Database: MIT-BIH Arrhythmia Database
Record: 100
Signals: V5 (seleccione solo una señal, no use la opción “all”)
Length: 1 min
Luego seleccionar Toolbox: “Plot Waveforms” debajo podrá ver el electrocardiograma. Para bajar el archivo y utilizarlo en el simulador seleccione Toolbox: “Export Signals as .mat” debajo verá unos enlaces para bajar archivos, necesitará descargar dos de ellos uno 100m.mat con los datos de la señal y otro archivo 100m.info con información sobre la señal. Luego desde el entorno Octave ejecute el script: plotATM_mp("100m"), (este script podrá obtenerlo desde la sección de descarga de esta página) al ejecutarlo el script devuelve la frecuencia de muestreo con la que fue generado el archivo “.mat”, se mostrará una gráfica de la señal y dentro de la carpeta verá creado un archivo con extensión “.dat” este es el tipo de archivo para usar en el simulador.
>> plotATM_mp("100m")
fs = 360
IMPORTANTE: Por último antes de finalizar este ejemplo observe que la frecuencia de muestreo en este caso fue de 360hz por lo tanto no es la correcta y se deberá hacer un re-muestreo de la señal, para eso el script plotATM_mp( ) tiene previsto en la línea de código 66 una función que realiza esta tarea, en este caso debe completarse así: ecg=resample(ecg,2,1) de esta manera se duplica la frecuencia de muestreo a un valor de 720hz, para otras combinaciones vea la documentación de Octave sobre la función resample().
Fig. 18. Declaración de especificación de monitor de paciente “Epsimed CMS 8000” (izquierda) y “Philips Efficia CM Series” (derecha).
Referencias y Descarga de archivos
Enlace de descarga: https://drive.google.com/drive/folders/1XlKwCT_SSgSbY8d8W6ZxGsAOLDHdcYSS?usp=sharing
Scripts de Octave.
Aplicación de SW en JAVA con varias señales.
Código fuente de la aplicación de SW (proyecto en NetBeans).
Archivos en Kicad y en formato PDF del circuitos y PCB.
​
1. Bronzino J. (ed.): The Biomedical Engineering Handbook, Vol 1. 2nd Ed. CRC Press LLC. Boca Ratón, USA. (2000)
2. Cardiac monitors, heart rate meters, and alarms [American National Standard (ANSI/AAMI EC13:2002)]. Arlington, VA: Association for the Advancement of Medical Instrumentation (2002)
3. García, A. Simulador de biopotenciales reprogramable basado en microcontrolador 18F14K50 con comunicaciones USB y convertidor D/A por SPI. Universidad Politécnica de Cartagena. (2014)
4. IEC International Standard 601-2-47 Ed. 2 Medical electrical equipment part 2-47: Particular requirements for the basic safety and essential performance of ambulatory electrocardiographic systems, IEC. (2012)
5. Martínez A.E., Rossi E., Nicola Siri L. Microprocessor-based simulator of surface ECG signals. 16 th Argentine Bioengineering Congress, Journal of Physics, doi:101088/1742-6596/90/1/012030. (2007)
6. Mudrov T, Krasteva V, Jekova I. Microcontroller-based ECG simulator prototype, Proceedings of 13 th Int Conf “Electronics 2004”, Sozopol, 22-24 September, 2004;1:86-91.
7. Lathi B.P.: Modern Digital and Analog Communication Systems 3rd Ed., Oxford University Press, Inc. New York, NY, USA. (1998)
8. Physiobank: Base de Datos de señales Biomédicas. Disponible en: https://physionet.org/physiobank/database/aami-ec13/
9. Samuel E. de Lucena. ECG Simulator for Testing and Servicing Cardiac Monitors and Electrocardiographs. IMEKO TC4, Natal, Brazil. (2011)
10. Valais I., Koulouras G., Fountos G., Design and Construction of a Prototype ECG Simulator. e-Journal of Science & Technology. (2014)
11. David K. Morgan, CD4046B Phase-Locked Loop: A Versatile Building Block for Micropower Digital and Analog Applications. Texas Instruments, Application Report SCHA002A. (2003).
Datos del contacto
Datos de contacto:
Los autores del proyecto son Ing. Mauricio Pagano, Lic. Luis Graciani y Bioing. Francisco Naveira.
Por consultas ó sugerencias puede comunicarse enviando un email a: mauriciopagano@gmail.com
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