MemoriasdelVCongresoVenezolanodeBioingeniería

MemoriasdelVCongresoVenezolanodeBioingeniería 

JoséLuisParedes • JerickÓrdenes • MiguelAltuve

EDITORES 

José Luis Paredes 

Jerick Órdenes Sepúlveda 

Miguel Altuve Paredes 

PORTADA 

Jerick Órdenes – @osjerick 

FOTO 

Nadia González – @gnadiac 

DIAGRAMACIÓN 

Jerick Órdenes – LATEX 

ISBN 978-980-11-1794-0 

9 789801 117940 

ISBN: 978-980-11-1794-0 

DEPÓSITO LEGAL: lfX23720156201604 

© Copyright 2015 – V Congreso Venezolano de Bioingeniería 

Postgrado en Ingeniería Biomédica, Universidad de Los Andes

Postgrado en Ingeniería Biomédica 

Consejo de Estudios de Postgrado 

Universidad de Los Andes 

www.ing.ula.ve/post.biomedica 

Coordinador Principal 

José Luis Paredes Quintero, Ph. D. (ULA) 

Coordinador Adjunto 

Miguel Alfonso Altuve Paredes, Ph. D. (UPB – Colombia) 

Comité de Finanzas 

Blanca Guillén, Ph. D. (UNET) 

Francisco Durán, M. Sc. (ULA) 

Juan Marcos Ramírez, M. Sc. (ULA) 

Comité de Logística 

Gerardo Ceballos, M. Sc. (ULA) 

María Coronel, M. Sc. (ULA) 

Rafael Orellana, M. Sc. (ULA) 

Comité de Publicidad y Promoción 

Ing. Jerick Órdenes (ULA) 

Ing. Ronal Celaya (ULA) 

Jhosmary Cuadros, M. Sc. (UNET) 

Luis Mendoza, M. Sc. (Universidad de Pamplona - Colombia)

Comité Científico 

Alexandra La Cruz, Ph. D. (GBBA) 

Ana Arraiz, M. Sc. (ULA) 

Belkys Amador, Ph. D. (UNET) 

Betsy Sánchez, M. Sc. (UNET) 

Blanca Guillén, Ph. D. (UNET) 

Brizeida Gámez, Ph. D. (UC) 

Carmen Müller-Karger, Ph. D. (USB) 

Damaris González, Lic. (UNET) 

Danely Velázquez, M. Sc. (ULA) 

David Ojeda, Ph. D. (UC) 

Diego Jugo, Ph. D. (ULA) 

Edgar Ceballos, M. Sc. (ULA) 

Erika Severeyn, Ph. D. (USB) 

Félida Roa, M. Sc. (UNET) 

Francisco Durán, M. Sc. (ULA) 

Francisco León, Ph. D. (ULA) 

Francisco Viloria, M. Sc. (ULA) 

Gerardo Ceballos, M. Sc. (ULA) 

Gianfranco Passariello, Ph. D. (USB) 

Héctor Herrera, Ph. D. (USB) 

Hernando Velandia, M. Sc. (Universidad de Pamplona - Colombia) 

Hugo Reyes, Ing. (ULA) 

Iñaki Aguirre, Ph. D. (ULA) 

Jerick Órdenes, Ing. (ULA) 

Jesús Arellano, M. Sc. (ULA) 

Jhon Amaya, Ph. D. (UNET) 

Jhosmary Cuadros, M. Sc. (UNET) 

Jimer Ramírez, Ing. (ULA) 

José Luis Paredes Quintero, Ph.D. (ULA) 

José Uzcátegui, Ing. (UPTM) 

Juan Mantilla, M. Sc. (UNET) 

Juan Marcos Ramírez, M. Sc. (ULA) 

Liliana Bautista, Ing. (UNAD - Colombia) 

Luis Mendoza, M. Sc. (Universidad de Pamplona - Colombia) 

María G. Rodríguez, M. Sc. (UCAB) 

Mariela Cerrada, Ph. D. (ULA) 

Miguel Díaz, Ph. D. (ULA) 

Miguel Castro, Ph. D. (LTSI - Rennes 1 - Francia) 

Miguel Altuve, Ph.D. (UPB - Colombia) 

Miguel Vera, Ph. D. (ULA Táchira) 

Mónica Huerta, Ph. D. (USB) 

Nelson Dugarte, Ph. D. (ULA) 

Rodrigo Mijares-Seminario, Ph. D. (USB) 

Rubén Medina, Ph. D. (ULA) 

Rubén Rojas, Ph. D. (ULA) 

Sara Wong, Ph. D. (USB) 

Vannessa Duarte, M. Sc. (INABIO - UCV) 

Winston García, Ph. D. (ABB - Suecia)

V Congreso 

Venezolano de 

Bioingeniería 

BIOVEN 2015 

Mérida, Venezuela, del 20 al 22 de mayo de 2015 

Facultad de Ingeniería, Universidad de Los Andes

Memorias del 

V Congreso Venezolano 

de Bioingeniería 

BIOVEN 2015 

Mérida, Venezuela, del 20 al 22 de mayo de 2015 

Facultad de Ingeniería, Universidad de Los Andes

Agradecimientos 

Queremos expresar nuestro más profundo agradecimiento al Comité Organizador y al Comité Científico 

integrado por el cuerpo de árbitros cuyo trabajo profesional ha permitido la selección rigurosa de artículos 

presentados en este evento y reflejados en las presentes memorias. De igual forma, queremos expresar 

nuestro agradecimiento al Postgrado en Ingeniería Biomédica de la ULA, al Vicerrectorado Administrativos 

de la Universidad de Los Andes, al Consejo de Desarrollo Científico, Humanístico, Tecnológico y de 

las Artes, CDCHTA-ULA, a la Fundación para el Desarrollo de Ciencia y Tecnología del Estado Mérida 

(Fundacite-Mérida) y al Vicerrectorado Académico de la Universidad Nacional Experimental del Táchira, por 

su patrocinio y apoyo económico en la realización del evento y en la elaboración de las presentes memorias.

Prefacio 

Bienvenidos al V Congreso Venezolano de Bioingeniería (BIOVEN 2015), evento que pretende crear los 

espacios para la difusión de la Ciencia y la Tecnología en áreas afines a la Bioingeniería. Este evento, el 

quinto en su serie, unifica el esfuerzo de los distintos grupos de investigación y desarrollo que hacen vida en 

nuestro país y consolida la integración de investigadores, profesionales médicos, ingenieros, y estudiantes en 

áreas de Bioingeniería. 

Para este evento se recibieron 50 artículos, de los cuales luego de un proceso riguroso de arbitraje por 

parte del Comité Científico se aceptaron por su originalidad, contenido técnico, calidad y pertinencia 39 

trabajos, cubriendo áreas como Biomecánica y Biomateriales, Diagnóstico, Ingeniería Clínica, Instrumentación 

Biomédica y Biorobótica, Modelado de Sistemas Fisiológicos, Procesamiento de Imágenes Médicas y 

Procesamiento Digital de Bioseñales.

Contenido 

BIOMECÁNICA Y BIOMATERIALES 1 

Propuesta de diseño de engrapadora mecánica circular quirúrgica para hemorroidectomías . . . . 2 

Marian Salomón, Lilibeth A. Zambrano 

Efecto de los parámetros de proceso (manufactura aditiva) en la fabricación de implantes para 

microtia: empleo de herramientas CAE . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6 

Mariangel Berroterán, Orlando Pelliccioni, María V. Candal 

Efectos de la asignación de propiedades mecánicas heterogéneas en modelos de maxilar superior 

con implantes cigomáticos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10 

Gabriel Díaz, Adriana Lammardo, Carmen M. Müller-Karger 

Análisis preliminar de desempeño de prótesis policéntrica de rodilla . . . . . . . . . . . . . . . . 14 

Belkys T. Amador, Carmen M. Müller-Karger, Rafael R. Torrealba 

Diseño de actuador hidráulico lineal de respuesta modulable para prótesis inteligente de rodilla . . 18 

Johan E. Escalona, Rafael R. Torrealba 

Protocolo para la reconstrucción tridimensional digital de rostros de pacientes con Hendidura Labio 

Palatina por fotogrametría . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 22 

Edgar D. Fonseca, Orlando J. Pelliccioni, Teresa J. Pannaci 

Evaluación del empleo del moldeo por inyección asistida por gas para la fabricación de prótesis de 

un pie dinámico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 26 

Claudia Almonacid, Orlando J. Pelliccioni, María V. Candal, Carmen M. Müller-Karger 

Diseño de prótesis interfalángica para los miembros superiores . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30 

Lilibeth A. Zambrano, Stefanny Cisneros 

DIAGNÓSTICO 34 

RM- 1 H Cerebral en núcleo familiar con antecedentes de Ezquizofrenia, Autismo y diagnóstico de 

Síndrome de Bleuler . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 35 

Carolina V. Torres, Ricardo Silva, Sofía Juanico, María A. García 

ix

Memorias de V Congreso Venezolano de Bioingeniería 

INGENIERÍA CLÍNICA 39 

¿Cómo mejorar la calidad de los servicios médicos en Venezuela? . . . . . . . . . . . . . . . . . 40 

Rodrigo Mijares-Seminario, Elena Rincón, Carlos E. Valero, Lersi D. Quintero, Leicy A. Hernández 

Plataforma web para la gestión tecnológica del área quirúrgica de la Clínica Virgen de Guadalupe 

C.A. del estado Falcón . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 44 

Leonardo A. Chirinos, Manuel F. Tena 

El ingeniero biomédico y sus competencias para la garantía de la calidad de los servicios de salud 48 

Verónica Flores 

Manual de adquisición de tecnologías médicas en establecimientos de atención a la salud . . . . . 52 

Jesús Arellano 

INSTRUMENTACIÓN BIOMÉDICA Y BIOROBÓTICA 56 

Diseño de un sistema de succión al vacío para pacientes intrahospitalarios con fracturas abiertas . 57 

Hilenne G. Vivas 

Diseño e implementación de un dispositivo para la medición de la velocidad de la onda de pulso 

por fotopletismografía . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 62 

Hugo D. Reyes, Rubén Medina 

Diseño de una estación de rehabilitación para la articulación de la muñeca empleando el proceso 

analítico de jerarquía . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 66 

Edgar A. Ceballos, José L. Paredes, Miguel A. Díaz, Patricia C. Vargas 

Diseño y construcción de un electromiógrafo para soporte en el diagnóstico del síndrome del túnel 

carpiano . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 70 

Jessica A. Rodríguez, Claudia S. Gómez, Iñaki Aguirre 

Simulador electrónico para la práctica y aprendizaje de nudos de sutura quirúrgica . . . . . . . . . 74 

Claudia L. Guzmán, Alex Monclou, David Rojas 

Propuesta de interfaz háptica para cirugía laparoscópica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 78 

Iliana M. Rumbo, Sergio A. Salinas 

Diseño de un sistema electrónico para mejorar la capacidad de respuesta de un maniquí de reanimación 

cardiopulmonar . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 82 

Jhonny R. Briceño, Diego Jugo 

MODELADO DE SISTEMAS FISIOLÓGICOS 86 

x


Modelado y simulación de la respuesta respiratoria en ventilación mecánica: sistema cerrado 

automático de aspiración endotraqueal . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 87 

Danely Velázquez, Rubén Rojas 

PROCESAMIENTO DE IMÁGENES MÉDICAS 91 

Valoración del movimiento del ventrículo izquierdo en RM cardíaca usando aprendizaje de diccionarios 

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 92 

Valoración del movimiento del ventrículo izquierdo en RM cardíaca usando aprendizaje de diccionarios 

Detección de cáncer de mama empleando luz cercana al infrarrojo mediante modelaje y simulación 

usando técnicas de elementos finitos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 96 

Ana A. Arráiz, Rubén Medina 

Evaluación postural de niños usando técnicas de visión por computador . . . . . . . . . . . . . . 100 

Franklin E. Rosado, Cesar A. Aceros, Sergio A. Salinas 

Segmentación del ventrículo izquierdo en imágenes cardíacas usando técnicas no paramétricas . . 104 

Edwin Velázquez, Antonio Bravo, Miguel Vera 

Estrategia para la segmentación de la aurícula derecha en tomografía cardíaca . . . . . . . . . . . 108 

Yoleidy K. Huérfano, Miguel A. Vera, Antonio J. Bravo, Atilio S. Nava, Rubén J. Medina 

PROCESAMIENTO DIGITAL DE BIOSEÑALES 112 

Clasificación de estímulos adyacentes en el deletreador P300 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 113 

Gerardo Ceballos Van Grieken 

Potenciales relacionados a eventos generados por estímulos adyacentes en el deletreador P300 clásico117 

Gerardo Ceballos Van Grieken 

Algoritmos evolutivos para la estimación de parámetros del modelo Lotka-Volterra . . . . . . . . 121 

Jhon E. Amaya, María A. Tarazona 

Fusión de datos para detectar complejos QRS en registros electrocardiográficos multicanal . . . . 125 

Carlos A. Ledezma, Miguel A. Altuve 

Índices para la caracterización de sujetos con disfunción metabólica, utilizando variables bioquímicas 

y antropométricas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 129 

Jesús M. Velásquez, Erika Severeyn, Sara Wong, Hector Herrera 

Análisis del desfase temporal entre las series RR y amplitud de la onda R en episodios de apneabradicardia 

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 133 

xi


Luis A. Landaeta, Miguel A. Altuve, Alfredo I. Hernández, Alain Beuchée, Patrick Pladys 

Dispositivo basado en PSoC para medición de señales electromiográficas y de aceleración de atletas137 

Raymond Montes, Félix A. Sirit, Carlos Murillo 

Variabilidad de la frecuencia cardíaca durante la prueba oral de tolerancia a la glucosa en sujetos 

con síndrome metabólico, sedentarios y deportistas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 142 

Gilberto Perpiñán, Erika Severeyn, Sara Wong, Miguel A. Altuve 

Diseño e implementación de un prototipo de sistema tipo holter de señales electrocardiográficas . 146 

Fátima P. Boet, Iñaki Aguirre, Claudia S. Gómez 

Descomposición de Karhunen-Loève de registros electrocardiográficos abdominal materno . . . . 150 

Miguel A. Altuve, Philip Warrick 

xii

Biomecánica y Biomateriales


PROPUESTA DE DISEÑO DE ENGRAPADORA MECÁNICA CIRCULAR 

QUIRÚRGICA PARA HEMORROIDECTOMÍAS 

Marian Salomón 1 , Lilibeh A. Zambrano M 2,3 

1 Universidad Metropolitana, Facultad de Ingeniería, Escuela de Mecánica. 

2 Universidad Metropolitana, Facultad de Ingeniería, Dpto. de Ciencias y Técnicas de la Construcción. 

3 Universidad Simón Bolívar, Dpto. de Mecánica, Grupo de Biomecánica. 

e-mail: marianasg90@gmail.com 

RESUMEN 

En Venezuela cada vez se hace más latente la necesidad de fabricar equipos e instrumental médico, debido a las dificultades 

que se presentan al momento de importar los mismos. El objetivo general del presente trabajo es realizar un diseño de una 

engrapadora mecánica circular quirúrgica para hemorroidectomías para su posible fabricación con materiales disponibles en 

Venezuela, para lo cual se caracterizaron los elementos que constituyen un equipo ya existente, se identificaron los 

proveedores nacionales de materia prima, y se plantearon distintas alternativas de diseño, con lo que se dio inicio al proceso 

de diseño teórico del prototipo; se propuso la geometría de los elementos y se realizaron análisis para determinar la vida útil 

del equipo, lo que arrojó como resultado la propuesta de la engrapadora mecánica circular para hemorroidectomías, la cual 

fue representada en un software CAD. Finalmente se realizó un estudio de la factibilidad técnica-económica de su 

fabricación. 

Palabras Clave: diseño mecánico, engrapadora circular, hemorroidectomías. 

INTRODUCCIÓN 

En Venezuela, el sector salud se ha visto afectado por el 

pobre abastecimiento de equipos e instrumental médico, 

debido a la baja producción nacional de los mismos y 

dificultad de importación. Esta problemática afecta a todo 

nivel de este sector, tal es el caso de las comúnmente 

utilizadas suturas mecánicas, como las engrapadoras 

circulares quirúrgicas para hemorroidectomías, por lo que 

el diseño y producción nacional de este tipo de equipos e 

instrumental médico representa una necesidad en el país 

[1]. 

La hemorroidectomía por sutura mecánica es un 

procedimiento quirúrgico que consiste en el uso de un 

dispositivo de sutura quirúrgica circular para extirpar un 

anillo circunferencial del exceso de hemorroides, haciendo 

que las mismas vuelvan a su posición normal en el canal 

anal [2]. A partir del estudio composicional de un equipo 

de sutura mecánica circular para hemorroidectomías 

existente, se identificaron sus principales elementos y 

materiales, así como las necesidades funcionales y 

ergonómicas del equipo mediante la contribución de dos 

expertos, un médico y un ingeniero. Además con la 

identificación de los proveedores nacionales de materia 

prima apta para la fabricación del modelo, se determinaron 

las alternativas de diseño del cuerpo del equipo y las 

propuestas de diseño del sistema de acción del mismo, de 

igual manera se fijaron variables para el diseño del 

prototipo, con lo que se comenzó el diseño definitivo de la 

engrapadora quirúrgica haciendo uso de teorías de 

mecánica de materiales que permitieron dimensionar los 

componentes del modelo propuesto, el cual fue luego 

diseñado en un programa CAD. Adicionalmente, se realizó 

un estudio de factibilidad técnico-económica, para el cual 

se tomó en cuenta la disponibilidad de material y 

tecnología necesaria para la fabricación del equipo en 

Venezuela. 

METODOLOGÍA 

La elaboración de esta investigación se hizo en tres 

fases principales: diseño conceptual, diseño básico y diseño 

detallado. 

Diseño Conceptual 

En la primera etapa, se definieron las especificaciones del 

equipo, para lo que se consultaron catálogos y patentes, se 

realizaron entrevistas a expertos, y se caracterizaron los 

elementos mecánicos de un equipo existente en el mercado, 

enfocado a la descripción de cada pieza en cuanto a su 

función y material. Con esto se definieron las funciones del 

equipo y los requisitos de diseño, los cuales se muestran en 

la tabla I. Además, fueron creados los conceptos de diseño, 

se elaboraron cuatro alternativas para el diseño del cuerpo 

del equipo, las cuales presentaron distintas opciones en 

2


cuanto a la forma de la perilla de aproximación, la posición 

del sistema de seguridad del equipo y el accionamiento del 

mismo en forma horizontal o vertical [3]. 

Tabla I. Factores de diseño del equipo. 

Funciones 

Seccionar tejido 

hemorroidal 

Suturar la 

sección de 

tejido 

hemorroidal 

removido 

Requisitos 

Diámetro del cabezal no 

mayor a 35mm, para no 

exceder el tamaño típico del 

canal anal. 

Longitud del eje del cabezal 

no mayor a los 60mm, los 

plexos venosos hemorroidales 

no se extienden más allá de 

60mm dentro del canal anal. 

Se crearon tres propuestas para el sistema de acción de 

la engrapadora, las cuales fueron: el sistema original del 

equipo, que consiste en una guía conectada al movimiento 

del gatillo del equipo, la cual empuja las grapas albergadas 

en el cartucho para seccionar y suturar el paquete 

hemorroidal seleccionado [4]; en segundo lugar se propuso 

un sistema de engranajes también conectado al gatillo del 

prototipo y cuyo movimiento accionaría otro sistema de 

engrapado; y por último, se propuso un sistema similar al 

que se utiliza en pistolas (armas de fuego): en la posición 

inicial se mantiene comprimido un resorte el cual es 

liberado con la operación del gatillo, y a su vez empuja las 

grapas en el cartucho. 

Diseño Básico 

En la segunda fase, el diseño básico, se procedió a la toma 

de decisiones, para lo cual se utilizaron matrices 

ponderadas de selección; las alternativas de diseño del 

cuerpo del equipo y las propuestas en cuanto al sistema de 

acción se evaluaron de acuerdo a criterios de selección 

tales como: seguridad, desempeño, facilidad de fabricación, 

facilidad de operación, bajo costo de producción, bajo 

costo de operación y mantenimiento, y uso de materiales y 

tecnologías disponibles en Venezuela. De esta evaluación 

fueron resultantes la alternativa de diseño 2 y propuesta de 

accionamiento 1, las cuales se muestran en la figura 1. 

En el diseño detallado del equipo, se tomaron 

importantes decisiones, como el acortamiento del eje 

principal del dispositivo, con la finalidad de minimizar el 

tamaño general del modelo diseñado, esto basado en 

estudios que manifiestan la incomodidad por el 40% de los 

usuarios del equipo debido al sobredimensionamiento del 

mismo [5]. 

También se definieron los materiales de los distintos 

componentes del equipo, para aquellas piezas en contacto 

con el cuerpo y fluidos corporales del paciente se 

seleccionó el acero 316-L, que posee propiedades 

excepcionales ante la corrosión y altas temperaturas, 

mientras que para el resto de las piezas que no entran en 

contacto con el cuerpo ni fluidos corporales del paciente, 

como lo son: los resortes, protectores internos de roscas, 

guías, tornillos, e indicador de acercamiento, se seleccionó 

el acero inoxidable 304 [6]. 

Habiendo definido las dimensiones preliminares de las 

piezas principales del equipo y seleccionados los 

materiales, se efectuaron distintas pruebas a dichas piezas. 

Por ejemplo, el eje principal fue sometido a un estudio de 

fatiga con resultados satisfactorios dando vida infinita a 

este elemento [7]. En la figura 2 se muestra el eje principal. 

Figura 2. Eje principal. 

El cabezal fue analizado según el esfuerzo simple 

producido por la carga aplicada resultante del engrapado, y 

se estudió la deflexión producida en el gatillo como 

resultado del accionamiento del mismo, todos los estudios 

con resultados aceptables. En la figura 3 se muestra el 

cabezal (3a) y el gatillo (3b) [8]. 

Figura 1. Alternativa 2 y propuesta 1. 

Diseño Detallado 

3


a) b) 

Figura 3. a) Cabezal, b) Gatillo. 

propuesta una alternativa muy competitiva respecto a la del 

dispositivo importado. 

RESULTADOS 

Como resultado se obtuvo un modelo de engrapadora 

mecánica circular quirúrgica para hemorroidectomías, la 

cual consta de diecinueve piezas, todas en acero, reusable, 

con un peso aproximado de 550 g, que puede ser producida 

con materiales disponibles en el mercado venezolano y con 

la tecnología disponible en el país, y que además funciona 

con cualquier cartucho de grapas de 4.8mm para 

engrapadora circular. En la figura 2 se muestra en 

ensamblaje general del equipo. 

CONCLUSIONES 

• La funcionalidad del equipo, la comodidad y 

seguridad del usuario fueron factores de diseño importantes 

en la toma de decisiones en cuanto al dimensionamiento 

del prototipo. 

• Existe una limitada gama de equipos similares en el 

mercado venezolano, pero los mismos son desechables y 

tienen un alto costo, rondando los Bs. 35.000. Sin embargo, 

el dispositivo propuesto tiene un costo de tan sólo Bs. 

8.118,1, y además es reusable y según los cálculos 

realizados tiene vida infinita (≥ ciclos). 

• Los bajos costos de producción del equipo y la 

disponibilidad en Venezuela tanto de los materiales, como 

de la tecnología necesaria para su fabricación, aseguran la 

factibilidad técnico-económica de la fabricación de este 

instrumento médico en el país. 

REFERENCIAS 

Figura 4. Engrapadora mecánica circular 

quirúrgica para hemorroidectomías. 

Factibilidad Técnico-Económica 

En cuanto a la factibilidad técnico-económica; se 

solicitaron presupuestos tanto a proveedores como 

fabricantes nacionales, los cuales manifestaron contar con 

la tecnología necesaria para la fabricación del equipo y los 

materiales seleccionados. La tabla I presenta los costos de 

producción unitarios de la engrapadora mecánica circular 

quirúrgica por conceptos de material y fabricación. 

Tabla II. Costo de producción unitario del equipo. 

Concepto Costo (Bs) 

Material 1.118,10 

Fabricación 7.000,00 

Total 8.118,00 

Calculado el costo de producción del equipo, se 

compara con el precio del dispositivo existente en el 

mercado el cual es de 35.000Bs, resultando la opción 

[1] Suárez, M. (2013). Se dificulta la importación de 

equipos y material médico. El impulso. Recurso disponible 

en línea en: http://elimpulso.com/articulo/se-dificulta-laimportacion-de-equipos-y-materialmedico#.UunEN9J5PTp. 

Última visita el 24 de enero de 

2014. 

[2] University of California (2008). Hemorrhoidectomy & 

Related Procedures. San Francisco: UCSF. Recurso 

disponible en línea en 

http://colorectal.surgery.ucsf.edu/conditions-- 

procedures/hemorrhoidectomy.aspx. Última visita el 19 de 

marzo de 2014. 

[3] Bourdreaux, C., Balek, S. (2007). End effector closure 

system for a surgical stapling instrument. Recurso 


http://www.google.com.ar/patents/US7597229. Última 

visita el 28 de abril de 2014. 

[4] Bilotti, F., Bittner, J., Hacker, R., Longo, A.(2000). 

Circular stapler for hemorroidal surgery. Recurso 


http://www.google.com/patents/US6102. Última visita el 

18 de febrero de 2014. 

[5] Kono, E., Mitsunori, T., Makiko, K., Endo, Y., 

Tomizawa, Y., Matsuo, T., Nomura, S. (2013). Ergonomic 

evaluation of a mechanical anastomotic stapler used by 

Japanese surgeons. Tokyo: Springerlink. Recurso 


http://www.readcube.com/articles/10.1007/s00595-013- 

0666-6. Última visita el 02 de agosto de 2014. 

4


[6] Gamboa, E., Álvarez, R. (2012). Acero inoxidable 316 

y 316-L propiedades y características físico-químicas. 

Bogotá: Fundación Universitaria Los Libertadores. Recurso 


http://materialesfull.wikispaces.com/file/view/ACERO..pdf 

. Última visita el 15 de julio de 2014 

[7] Budynas, R., Nisbett, K. (2011).Fatigue-Life Methods. 

Shigley’s Mechanical Engineering Design (9na ed.). (pp. 

273-278). New York: McGrawHill. 

[8] Budynas, R., Nisbett, K. (2011).Deflection and 

Stiffness. Shigley’s Mechanical Engineering Design (9na 

ed.). (pp. 147-175). New York: McGrawHill. 

5


EFECTO DE LOS PARÁMETROS DE PROCESO (MANUFACTURA ADITIVA) 

EN LA FABRICACIÓN DE IMPLANTES PARA MICROTIA: EMPLEO DE 

HERRAMIENTAS CAE 

RESUMEN 

Mariangel Berroterán 1 , María V. Candal 2 , Orlando Pelliccioni 1 

1 Universidad Simón Bolívar, Grupo de Biomecánica, Apartado 89000, Caracas 1080-A, Venezuela. 

2 Universidad Simón Bolívar, Grupo de Polímeros 2, Apartado 89000, Caracas 1080-A, Venezuela. 

mcandal@usb.ve 

La microtia es una malformación del pabellón auricular. Actualmente, su tratamiento es con cirugías altamente rigurosas y 

complejas. La técnica de Manufactura Aditiva de Modelado por Deposición de Fundido (FDM) se ha mostrado como una 

posible solución al problema ya que permite imprimir tridimensionalmente el cartílago auricular, pudiendo facilitar el 

trabajo al cirujano. Es por ello que en este trabajo se presentan simulaciones computacionales de la influencia de algunas de 

las variables de proceso en la obtención de este tipo de piezas. De los casos planteados, se obtuvo que imprimir el implante 

en orientación horizontal respecto a la placa es la más eficiente, ya que permite obtener más piezas en menor tiempo y 

consumiendo la menor cantidad de material. Asimismo, la variación en el tamaño de la boquilla y la modificación de la 

deposición de los filamentos, considerando espaciamiento y estilo de deposición, influyen significativamente en los dos 

aspectos antes mencionados. 

Palabras claves: microtia, cartílago auricular, modelado por deposición de fundido, manufactura aditiva. 

INTRODUCCIÓN 

La microtia es una malformación del pabellón 

auricular, y América Latina conjuntamente con Asia, son 

las regiones del mundo con mayores casos de esta 

patología. Hay cuatro grados de microtia; a mayor grado la 

deformación es mayor, y de todos los casos el grado III es 

el más común. El cuarto implica la ausencia total de la 

oreja y se denomina anotia [1]. En Venezuela, la microtia 

ha sido tratada por pocos médicos expertos en este tipo de 

reconstrucciones. La Fundación Operación Sonrisa de 

Venezuela ha buscado tratar estos casos en niños con 

escasos recursos económicos, brindando nuevas soluciones 

al problema y buscando incluir mayor cantidad de 

cirujanos en esta área. 

Actualmente, las operaciones para corregir el 

problema de microtia son muy rigurosas e imprecisas; 

además, se usa como material un trozo de cartílago 

intercostal del paciente [2]. Debido a lo invasiva y 

compleja de la cirugía, han surgido investigaciones en el 

campo ingenieril donde se incluyen las nuevas tecnologías 

de fabricación de piezas, como es el caso de la manufactura 

aditiva [3],[4], específicamente el Modelado por 

Deposición de Fundido (FDM, por las siglas en inglés de 

Fused Deposition Modeling). Sin embargo, se sabe que los 

parámetros definidos en el proceso pueden modificar el 

desarrollo del mismo en cuanto a factibilidad de 

fabricación y costos y es por ello que se ha definido como 

objetivo de esta investigación estudiar la influencia de 

algunos parámetros de proceso de FDM sobre el desarrollo 

de la impresión tridimensional del implante auricular para 

microtia, considerando aspectos como cantidad de material 

utilizado y tiempos de fabricación, mediante simulaciones 

computacionales con herramientas CAE. 

METODOLOGÍA 

Para el desarrollo de los modelos computacionales del 

cartílago auricular, fue empleado el programa Materialise 

Mimics ® , con el que fue realizada la segmentación del 

modelo. Dicha segmentación se realizó a partir de 

imágenes de Tomografía Axial Computarizada (TAC), 

separando en primer lugar, la oreja del resto del cráneo y, 

posteriormente, segmentando el cartílago. En la Figura 1 se 

observa el modelo tridimensional obtenido en el software 

mencionado. 

Figura 1. Modelo tridimensional del cartílago auricular 

obtenido en Mimics ® . 

Esta pieza, una vez guardada en formato “stl”, pudo ser 

procesada por el simulador Insight de la máquina de 

impresión FDM 2000 de la empresa Stratasys, donde se 

definieron y se variaron diferentes parámetros de proceso 

6


con la finalidad de observar su influencia en la obtención 

tridimensional de este tipo de piezas. 

Seguidamente, en el simulador Insight de la máquina, 

se comenzaron a definir los parámetros. El material de 

moldeo empleado fue el ABS P400, de densidad 1,05 

g/cm 3 , y el ABS P400R, cuya densidad es de 1,045 g/cm 3 , 

para el material soporte. Estos datos fueron tomados de la 

información técnica disponible de la compañía Stratasys 

[5], quienes especifican que esos materiales se destinan 

para los fines mencionados. Los parámetros de proceso que 

se variaron fueron: orientación de la pieza en la placa, 

tamaño de la boquilla, estilo de tramado, anchos y ángulo 

de tramado. En la Tabla 1 se muestran los valores 

seleccionados en este estudio para cada variable. 

Adicionalmente, en la Figura 2 se observan las tres 

orientaciones de pieza consideradas. Los estilos de tramado 

seleccionados fueron “combinado” y “contorneado” 

(Figura 3), como estrategia de deposición del filamento. 

Adicionalmente, se observó la diferencia entre seleccionar 

un ángulo de tramado de 0° y 90°, el cual se mide respecto 

al eje “x” del sistema. 

resultados que permiten comparar la influencia de la 

variación de los parámetros de impresión en las 

características de las piezas finales. En la Figura 4 se 

muestra la representación por capas de las piezas en las 

diferentes orientaciones; las imágenes superiores 

representan la primera capa de impresión de la pieza y las 

inferiores muestran la pieza completa. En ambos casos, las 

regiones menos sombreadas o de coloración más blanca, 

constituyen el material soporte de las piezas, mientras que 

las más oscuras representan el material base. 

Tabla 1. Parámetros modificados en el proceso de 

simulación de construcción del implante. 

Ancho del Ancho de la 

Parámetros Boquilla 

contorno (cm) trama (cm) 

10 0,04064 0,04064 

Valores 

16 0,09652 0,09652 

(a) 

(b) 

(a) (b) (c) 

Figura 2. Orientaciones (a) vertical, (b) horizontal y (c) 

lateral para realizar la impresión de la pieza. 

(a) 

(b) 

(c 

) 

Figura 4. Representación por capas de los modelos en 

las diferentes orientaciones de impresión: (a) vertical, 

(b) horizontal y (c) lateral. 

Figura 3. Métodos de deposición de filamento: (a) 

combinado y (b) contorneado. 

Otro aspecto considerado fue la cantidad de piezas que 

es posible imprimir simultáneamente (un ciclo) en cada 

orientación, lo que modifica la cantidad de material 

utilizado y el tiempo de procesamiento. 

RESULTADOS 

Luego de haber realizado diversas simulaciones del 

proceso de impresión del cartílago auricular, se obtuvieron 

De la ventana de proceso del Insight fue posible estimar 

las cantidades de material utilizadas y el tiempo de 

fabricación en cada caso. En la Tabla 2 se presentan estos 

valores, y se puede observar que la orientación horizontal 

se muestra como la ideal debido a la menor cantidad de 

material soporte que emplea y el menor tiempo de proceso, 

lo cual se puede traducir en menores costos de fabricación. 

Adicionalmente, se consideró la cantidad de piezas 

simultáneas que pueden imprimirse en cada caso, 

estimando también el tiempo de fabricación. En la Tabla 3 

se muestran estos resultados. Se observa que en orientación 

vertical durante un ciclo de proceso, se pueden imprimir 24 

7


piezas en un tiempo de 3783 minutos, mientras que la 

horizontal solo permite 12 piezas en un tiempo de 1178 

minutos. Sin embargo, si se deseara imprimir 24 piezas en 

orientación horizontal realizando dos ciclos de proceso, el 

tiempo total que tomaría sería de 2356 minutos, mucho 

menor que en orientación vertical. Análogamente ocurre 

con la cantidad de material soporte, ya que para un ciclo en 

vertical requiere 54,27 cm 3 , mientras que para dos ciclos en 

horizontal sería 47,2 cm 3 . De este modo, se tiene 

nuevamente que la orientación horizontal se muestra como 

la más eficiente para la impresión de estas piezas. 

Tabla 4. Influencia de algunos parámetros en el proceso 

de fabricación de implantes auriculares mediante FDM. 

Boquilla 

ABS ABS 

Contorno Trama 

t 

P400 P400R fabricación 

(cm) (cm) 

(cm 3 ) (cm 3 (min) 

) 

10 0,04064 0,04064 5,11 2,26 157 

16 0,04064 0,04064 5,15 2,61 88 

16 0,09652 0,04064 5,33 2,61 81 

16 0,09652 0,09652 5,57 2,61 61 

Tabla 2. Datos del proceso de fabricación de acuerdo a 

la orientación de la pieza. 

Orientación 

ABS P400 ABS P400R t fabricación 

(cm 3 ) (cm 3 ) (min) 

Vertical 5,11 2,26 157 

Horizontal 5,13 1,97 98 

Lateral 5,11 3,26 149 

(a) 

(b) 

Tabla 3. Comparación de impresión simultánea de 

piezas en un ciclo para las diferentes orientaciones. 

Orientación Piezas/Ciclo 

ABS P400R t fabricación 

(cm 3 ) (min) 

Vertical 24 54,27 3783 

Horizontal 12 23,60 1178 

Lateral 18 58,70 2692 

Todos los resultados mostrados fueron conseguidos con 

los parámetros de proceso de boquilla tamaño 10 y anchos 

de contorno y trama de 0,04064 cm. A continuación se 

muestran los resultados obtenidos de variar estos 

parámetros, considerando su influencia en la cantidad de 

material utilizado, tanto de la pieza como del soporte, y el 

tiempo de fabricación. De la Tabla 4 se observa que la 

mayor influencia de la variación de estos parámetros ocurre 

sobre el tiempo de fabricación, siendo el caso de que a 

mayor tamaño de boquilla o espaciamiento entre los 

filamentos, la construcción de la pieza se completa más 

rápido, y esto se debe a que la máquina hace menos 

recorridos para completar una capa de la pieza, pero 

contrariamente, aumenta la cantidad de material utilizado, 

con lo cual se debe buscar la combinación ideal de 

condiciones para lograr equilibrio entre estos aspectos. 

En la Figura 5 se observan imágenes representativas de 

la deposición de filamentos con la variación de parámetros 

de espaciamiento en el contorno y el tramado. En la Figura 

5(a) se muestra el caso de igual espaciamiento, con un 

valor de 0,04064 cm; en la Figura 5(b) se observa la capa 

con contorno de 0,09652 cm y tramado de 0,04064 y, 

finalmente, en la Figura 5(c) se muestra el mayor 

espaciamiento para ambos casos, con el valor de 0,09652 

cm. Todas estas condiciones están representadas con el 

tamaño de boquilla 16 y una orientación horizontal. 

(c) 

Figura 5. Imágenes representativas de la variación de 

espaciamiento de filamentos en el contorno y el 

tramado: (a) igual espaciamiento (0,04064 cm); (b) 

0,09652 cm en contorno y 0,04064 cm en tramado y (c) 

igual espaciamiento (0,09652 cm). 

El estilo de deposición de los filamentos también fue un 

factor evaluado. Además de las diferencias gráficas 

mostradas en la Figura 3, se observó que con el método 

contorneado la cantidad de material utilizada es similar que 

con el combinado pero el tiempo de fabricación es mayor, 

con lo cual se considerará un estilo de deposición menos 

eficiente. En la 

Tabla 5 se observan estos resultados, los cuales fueron 

obtenidos considerando un tamaño de boquilla 10 y un 

espaciamiento entre filamentos de 0,04064 cm. 

Tabla 5. Influencia del método de deposición del 

filamento en el proceso de fabricación del cartílago 

auricular mediante FDM. 

Deposición 

de filamento 

ABS P400 

(cm 3 ) 

ABS P400R 

(cm 3 ) 

Combinado 5,11 2,26 157 

Contorneado 5,23 2,21 175 

t fabricación 

(min) 

Finalmente, se evaluó el cambio en el ángulo de 

deposición, el cual se define como el ángulo formado entre 

el filamento en la primera capa y el eje “x” del sistema de 

referencia de la máquina. Se realizaron simulaciones 

utilizando ángulos de 0° y 90°, cuyas imágenes se observan 

en la Figura 6. Esta variación no tuvo influencia en ningún 

aspecto involucrado en el proceso de fabricación. 

8


(a) 

(b) 

Figura 6. Cambio en el ángulo de deposición del 

filamento: (a) 0° y (b) 90° respecto al eje "x" de la 

máquina. 

Las condiciones de proceso pueden repercutir en las 

propiedades finales de la pieza como la porosidad y la 

resistencia mecánica, por lo que definir los parámetros de 

proceso en FDM es de gran importancia para lograr 

resultados óptimos [6]. Al disminuir el espaciamiento entre 

filamentos se pueden obtener piezas muy sólidas y densas 

con porosidad reducida, cuya propiedad de 

osteointegración se vería limitada pero, la resistencia 

mecánica se puede incrementar; sin embargo, debido a las 

pocas solicitaciones de cargas que recibiría este tipo de 

piezas, el requerimiento no es tan crítico como la porosidad 

[7],[8]. Adicionalmente, la apariencia física juega un papel 

menos importante ya que este dispositivo estaría diseñado 

para ser un implante interno, que irá recubierto con la piel 

del paciente, pero se debe cuidar que la superficie no tenga 

irregularidades importantes y mantengan la estética del 

paciente [9]. La investigación en el área debe seguir 

extendiéndose para ofrecer mayores alternativas a la 

solución de este tipo de patologías médicas. 

CONCLUSIONES 

La fabricación de implantes de microtia es posible 

mediante la técnica de FDM, cuyos parámetros de proceso 

pueden ser previamente evaluados utilizando el simulador 

de proceso. Gracias a ello fue posible determinar que de las 

tres orientaciones posibles en las cuales puede realizarse la 

fabricación de la pieza, la horizontal resultó ser la más 

eficiente debido al menor consumo de material soporte y 

menor tiempo de procesamiento. Adicionalmente, se 

observó que a mayor tamaño de boquilla o de 

espaciamiento entre filamentos el tiempo de fabricación se 

reduce; sin embargo, se debe considerar que la cantidad de 

material usado puede aumentar y esto conllevaría a 

aumentos en los costos de producción. De manera similar 

ocurre con el estilo de deposición, donde se obtuvo que la 

técnica combinada de contorneado y tramado es más 

eficiente que únicamente contorneado. Por otro lado, se 

pudo verificar que es posible cambiar el ángulo de 

deposición del filamento, pero esto no afecta directamente 

en los parámetros de fabricación como cantidad de material 

usado ni tiempo de procesamiento. 

La modificación de los parámetros de proceso influye 

directamente en las propiedades de la pieza final. Si se 

desea una pieza cuya función sea lograr osteointegración 

con los tejidos humanos, la porosidad es un aspecto 

importante. La resistencia mecánica juega un rol 

secundario en implantes de microtia, cuyas solicitaciones 

de carga son bajas. 

REFERENCIAS 

[1] What is microtia?, disponible en: 

http://www.microtia.us.com/. Fecha de consulta: Junio 

de 2013. 

[2] Morovic C (2000): Reconstrucción Auricular en 

Microtia, Revista Otorrinolaringología y Cirugía de 

Cabeza y Cuello, 60:23-30. 

[3] Zein I, Hutmacher D, Tan K y Teoh S (2002): Fused 

deposition modeling of novel scaffolds architectures for 

tissue engineering applications, Biomaterials, 23:1169- 

1185. 

[4] Subburaj K, Nair C, Rajesh S, Meshram S.M, Ravi B 

(2007): Rapid development of auricular prosthesis 

using CAD and rapid prototyping technologies, 

International Journal of Oral and Maxillofacial Surgery, 

36: 938–943. 

[5] Termoplásticos FDM, disponible en: 

http://www.stratasys.com/es/materiales/material-safetydata-sheets/fdm. 

Fecha de consulta: diciembre 2014. 

[6] Ciurana J, Serenó L, Vallès È (2013): Selecting process 

parameters in RepRap additive manufacturing system 

for PLA scaffolds manufacture, Procedia CIRP, 5:152- 

157. 

[7] Sobral J, Caridade S, Sousa R, Mano J, Reis R (2011): 

Three-dimensional plotted scaffolds with controlled 

pore size gradients: Effect of scaffold geometry on 

mechanical performance and cell seeding efficiency, 

Acta Biomaterialia, 7:1009-1018. 

[8] Chen Z, Li D, Lu B, Tang Y, Sun M, Xu S (2005): 

Fabrication of osteo-structure analogous scaffolds via 

fused deposition modeling, Scripta Materialia, 52:157- 

161. 

[9] Nayyer L, Birchall M, Seifalian A, Jell G (2014): 

Design and development of nanocomposite scaffolds 

for auricular reconstruction, Nanomedicine: 

Nanotechnology, Biology and Medicine, 10:235-246. 

9

EFECTOS DE LA ASIGNACIÓN DE PROPIEDADES MECÁNICAS 

HETEROGÉNEAS EN MODELOS DE MAXILAR SUPERIOR CON 

IMPLANTES CIGOMÁTICOS. 

G. Díaz 1 , A. Lammardo 1 , C. Muller-Karger 1 

1 Universidad Simón Bolívar, Grupo de Biomecánica. 

e-mail: gabrieldx@gmail.com 


RESUMEN 

La utilización de implantes cigomáticos es una medida recomendada para corregir lesiones del maxilar superior. Para 

evaluar estos implantes se usan modelos computacionales. Este trabajo determinó el efecto de la asignación de propiedades 

heterogéneas al hueso cigomático en los esfuerzos, desplazamientos y deformaciones comparando con modelos 

equivalentes con propiedades homogéneas estudiando dos configuraciones: cigomático intrasinusal (IS) y maxilar dentado 

(MD). Los modelos se reconstruyeron partiendo de imágenes de tomografía axial computarizada (TAC) y los implantes 

utilizados fueron creados en un trabajo previo según especificaciones comerciales. Se hallaron los efectos de las cargas 

sobre ambas configuraciones (fuerzas por masticación y fuerza muscular). Los resultados fueron obtenidos mediante el 

método de elementos finitos (MEF) y muestran que con los implantes cigomáticos disminuyen los esfuerzos en el hueso 

respecto al modelo MD, presentando valores similares para ambos casos (homogéneo y heterogéneo) pero si se produce una 

diferencia significativa en los desplazamientos y deformaciones. 

Palabras Clave: Implantes Cigomáticos, Propiedades Heterogéneas, Método de Elementos Finitos, Análisis de esfuerzos. 

INTRODUCCIÓN 

El tratamiento convencional utilizado para corregir de la 

pérdida de dentadura en el maxilar superior se basa en la 

colocación de dentaduras protésicas completas que 

recuperen la estética, la funcionalidad y la comodidad del 

paciente. Sin embargo, se ha detectado que esta solución 

no es capaz de estimular correctamente el hueso por lo que 

típicamente se produce pérdida de masa ósea y se ha 

registrado que un número no despreciable de los afectados 

reportan cierto grado de incomodidad en el uso de estos 

dispositivos. La colocación de implantes cigomáticos fue 

propuesta en 1988 por Brånemark System como una 

alternativa para el tratamiento de estas afecciones [1]. 

En Venezuela, el número de lesiones del maxilar superior 

ha aumentado como consecuencia de la criminalidad y del 

incremento de accidentes de tránsito, es por esto que resulta 

relevante estudiar el desempeño de los implantes 

cigomáticos y, particularmente con este trabajo, evaluar el 

impacto de incorporar propiedades heterogéneas a la 

simulación. A través del método de elementos finitos 

(MEF), diversos investigadores, como Wang et al. [2], han 

podido evaluar los esfuerzos que se generan a partir de las 

cargas de masticación. En este artículo, utilizando el MEF, 

se presenta la comparación entre el caso de control (modelo 

dentado) y el hueso con un implante colocado 

intrasinusalmente tal como se señala en los trabajos previos 

de Ishak et al. [3] y Stella, Warner [4]. 

METODOLOGÍA 

Se creó el modelo anatómico de la mitad derecha del 

maxilar superior utilizando Mimics 15.0®; programa 

diseñado para generar modelos 3D a partir de imágenes de 

tomografía axial computarizada (TAC). En este caso se 

mantuvo extremo cuidado en la selección de los pixeles 

para asegurar una correcta asignación de propiedades 

heterogéneas. Los modelos de implantes, previamente 

desarrollados por Valera et al [1], fueron posteriormente 

importados en archivos .stl al programa donde se ubicaron 

dentro del hueso siguiendo las pautas de colocación 

utilizadas en los trabajos de Ishak et al. [3] y Ujigawa et al. 

[5]. Luego, ambos componentes se trasladaron al software 

3-matic 7.01®, programa especializado en el mallado de 

objetos de origen anatómico, para ensamblarlos utilizando 

la herramienta “Non-manifold assembly”, lo cual garantiza 

la congruencia de nodos entre las mallas de ambos 

componentes. Se elaboraron mallas volumétricas de cada 

configuración tanto con propiedades homogéneas como 

heterogéneas, estas últimas, fueron calculadas por Mimics 

15.0® a partir de los valores de grises de cada pixel de las 

imágenes DICOM. 

10


Para las simulaciones se decidió utilizar ANSYS 14®. Se 

realizó un análisis de convergencia variando el tamaño de 

elemento desde 6mm hasta 2mm con elementos 

tetraedrales de 10 nodos y tres grados de libertad, 

SOLID187. Las propiedades homogéneas asignadas al 

maxilar superior (hueso cortical) y a los implantes (titanio) 

corresponden a los valores utilizados por Valera et al [1]. 

Para todos los modelos, las zonas superior y posterior de la 

sección de cráneo fueron restringidas en todas las 

direcciones. También, se estableció condición de simetría 

en el corte realizado en el plano sagital. Las cargas 

fisiológicas a las que se encuentra sometido el hueso 

cigomático fueron modeladas colocando las fuerzas 

correspondientes a la función de masticación y a la de la 

acción del musculo masetero. Tomando como referencia la 

simulación realizada por Ishak et al [3] se asignó una 

magnitud de 300 N a la fuerza muscular en el área de 

inserción del músculo con componentes de: 62,1N en x, 

265,2N en y, y -125,7N en z. En la zona inferior del 

maxilar, donde se coloca la cabeza del implante, se aplicó 

una carga distribuida de oclusión con un valor de 600 N en 

la dirección vertical (eje z) representativa de las cuatro 

fuerzas de 150N que se producen en la dentadura al 

masticar y que fueron aplicadas en el modelo dentado. En 

la Figura 1 se muestran las cargas y restricciones aplicadas 

a todos los modelos estudiados. 

Figura 1.Cargas y restricciones aplicadas al modelo. 

RESULTADOS 

Con la finalidad de comprobar que la asignación de 

propiedades heterogéneas se ha hecho correctamente se 

realizaron cortes a los modelos para comparar los patrones 

de densidad con los rasgos que se pueden apreciar en las 

imágenes de TAC, como puede apreciarse en la Figura 2. 

Figura 2. Comparación entre una imagen de TAC y el 

corte correspondiente en el modelo. Grafico de 

densidades 

De las distribuciones de esfuerzos, desplazamientos y 

deformaciones se construyeron tres curvas de convergencia 

por configuración para estudiar los efectos de las 

propiedades mecánicas en el proceso y determinar los 

valores para los tamaños de elemento óptimos, que se 

seleccionaron considerando un error entre ellos menor al 

5%. El tamaño del elemento óptimo para modelo de 

maxilar dentado (MD) fue de 4mm y para el modelo con 

implante cigomático intrasinusal (IS) de 3,5mm. Los 

valores de esfuerzo máximo cambiaron 1,52% para el MD 

y 1,31% para el IS al variar las propiedades (Figura 3), sin 

embargo, los desplazamientos y deformaciones exhibieron 

una variación mucho mayor. Para los desplazamientos 

máximos las diferencias para el MD y el IS fueron de 

44,95% y 45,61% respectivamente (Figura 4). Para las 

deformaciones máximas en el caso de MD la variación fue 

de 40,15% y para IS de 47,85% (Figura 5). Además, al 

comparar los modelos MD e IS, los picos de esfuerzo, 

desplazamiento y deformación cambiaron 7,81% , 9,06% y 

7,56% respectivamente cuando las propiedades asignadas 

fueron homogéneas y 8,01%, 7,96% y 6,09% cuando estas 

fueron heterogéneas calculadas por Mimics 15.0®. Sin 

embargo, cabe destacar que los valores absolutos de los 

desplazamientos así como las deformaciones son muy 

pequeños y están en el rango apropiado para el modelo que 

se está representando. 

Esfuerzoequivalente de 

von Mises [MPa] 

78 

73 

68 

Homogéneo 

Heterogéneo 

Maxilar dentado Intrasinusal 

Configuraciones analizadas 

Figura 3. Esfuerzos Equivalentes de Von Misses para 

cada configuración estudiada. 

11


Desplazamiento 

Total [mm] 

Homogéneo Heterogéneo 

0,2 

0,1 

0 



Figura 4. Desplazamientos máximos para cada 

configuración estudiada. 

Deformación 

equivalente de von 

Mises [mm/mm] 

0,015 

0,01 

0,005 

0 

Homogéneo 

Heterogéneo 



Figura 8. Distribución de deformaciones en MD 

heterogéneo. 

Para el modelo IS, las distribuciones obtenidas para el 

análisis heterogéneo se muestran en las Figuras 9, 10 y 11. 

Las ubicaciones de los valores máximos son válidas 

también para el modelo homogéneo. 

Figura 5. Deformaciones máximas para cada 

configuración estudiada. 

En las Figuras 6,7 y 8 se muestra donde se producen los 

máximos. La asignación de propiedades no cambió la 

ubicación. 

Figura 9. Distribución de esfuerzos en IS heterogéneo. 

Figura 6. Distribución de esfuerzos en MD heterogéneo. 

Figura 10. Distribución de desplazamientos en IS 

heterogéneo. 

Figura 7. Distribución de desplazamientos en MD 

heterogéneo. 

Figura 11. Distribución de deformaciones en IS 

heterogéneo. 

12


También resulta conveniente representar las distribuciones 

de esfuerzos, desplazamientos y deformaciones en el 

implante intrasinusal para verificar que este no falla al ser 

sometido a las cargas descritas. Los esfuerzos y 

deformaciones más grandes se producen en la zona media 

del dispositivo (Figuras 12 y 13), resultado que coincide en 

otros estudios consultados. La variación en los esfuerzos y 

deformaciones máximos en el implante al cambiar las 

propiedades del hueso fue de 0,36% (esfuerzo máximo) y 

de 2,28% (deformación máxima). El esfuerzo máximo 

registrado en el implante fue de 37,67MPa, muy por debajo 

del límite de fluencia del material de 758MPa [6], [7] por 

lo que efectivamente la integridad del dispositivo no se ve 

comprometida. 

máximas. Los efectos de la asignación de propiedades en 

los valores máximos de esfuerzo son pequeños pero las 

magnitudes máximas de los desplazamientos y 

deformaciones si varían de forma considerable cuando se 

cambian las propiedades mecánicas de la malla. Esto 

sugiere que asignar densidades y módulos de elasticidad 

verdaderamente representativos de la estructura del hueso 

podría ser importante cuando se requiere estudiar la 

deformación del modelo. Es necesario resaltar que si bien 

son magnitudes pequeñas, estas pueden influir en el 

comportamiento del tejido óseo. El esfuerzo máximo y la 

deformación máxima en el implante no cambiaron 

significativamente al variar las propiedades de IS, esto 

permite concluir que la influencia de la asignación de 

propiedades heterogéneas en las distribuciones de esfuerzo, 

desplazamiento y deformación es poco relevante. 

REFERENCIAS 

Figura 12. Distribución de esfuerzos en implante en el 

modelo IS heterogéneo. 

Figura 13. Distribución de deformaciones en implante 

en el modelo IS heterogéneo. 

CONCLUSIONES 

[1] Valera J. et al (2014): Comparación del análisis de 

esfuerzos de tres modelos de implante cigomáticos a través 

de elementos finitos, Ingeniería y ciencias aplicadas: 

Modelos matemáticos y computacionales, pp BSB109- 

BSB114. 

[2] Wang M. et al (2001): Biomechanical threedimensional 

finite element analysis of prostheses retained 

with/without zygoma implants in maxillectomy patients 

, Journal of Biomechanics, vol. 46, pp. 1155-1161, 2013. 

[3] Ishak M. et al (2012): Finite element analysis of 

different surgical approaches in various occlusal loading 

locations for zygomatic implant placement for the 

treatment of atrophic maxillae. International Journal of 

Oral & Maxillofacial Surgery, vol. 41, pp. 1077-1089. 

[4] Stella J, Warner M. (1999): Sinus slot technique for 

simplification and improved orientation of zygomaticus 

dental implants: a technical note. International Journal of 

Oral & Maxillofacial Surgery, vol. 15, pp. 889-893. 

[5] Ujigawa K. et al (2007). Three dimensional finite 

element analysis of zygomatic implants in craniofacial 

structures. The International Journal of Oral & 

Maxillofacial Implants, vol. 36, pp. 620-625. 

[6] ASM International Handbook Committee (1992): ASM 

Handbook Volume 2: Properties and Selection: Nonferrous 

Alloys and Special-Purpose Materials, pp 1894 

[7] Niinomi M. (1998): Mechanical properties of 

biomedical titanium alloys. Material Science and 

Engineering A243, pp 231-236. 

Los resultados obtenidos parecen indicar que la 

colocación del implante intrasinusal provoca una 

disminución en el esfuerzo máximo en el modelo, esta 

observación concuerda con lo encontrado por Valera et al 

[1] e Ishak et al [3], los máximos de desplazamientos 

resultaron siempre mayores en MD, por el contrario no se 

observó una tendencia clara para las deformaciones 

13

ANÁLISIS PRELIMINAR DE DESEMPEÑO 

DE PRÓTESIS POLICÉNTRICA DE RODILLA 

Belkys T. Amador 1,2 , Carmen M. Müller-Karger 1 , Rafael R. Torrealba 1 

2 

1 


Grupo de Biomecánica, Universidad Simón Bolívar 

Laboratorio de Prototipos, Universidad Nacional Experimental del Táchira 

e-mail: bamador@unet.edu.ve 

RESUMEN 

Las necesidades de un grupo de pacientes venezolanos con amputación transfemoral orientaron el desarrollo de una prótesis 

mecánica de rodilla con articulación policéntrica de cuatro barras, la cual fue dimensionada cinemática y estructuralmente, 

antes de ser manufacturada y posteriormente probada en dos pacientes con amputación unilateral. El objetivo del presente 

trabajo es mostrar los resultados obtenidos en el análisis preliminar de desempeño (pruebas con simulador de prótesis, libres 

y análisis biomecánico de marcha). Se verificó la estabilidad estructural del dispositivo durante la marcha, así como su 

correcta flexo-extensión. Los estudios biomecánicos de marcha permitieron comparar la cinemática y cinética de ambas 

piernas con las curvas de referencia de personas sin patologías en miembros inferiores, encontrando que los resultados 

obtenidos se ajustan a lo referenciado en la literatura. El desempeño de la prótesis desarrollada en la Universidad Simón 

Bolívar (USB) fue comparable con el de la prótesis Otto Bock 3R20. 

Palabras Clave: Prótesis de rodilla, Mecanismo de cuatro barras, Análisis biomecánico de la marcha. 

INTRODUCCIÓN 

(A) 

(B) 

Este trabajo forma parte del proyecto de desarrollo de 

una prótesis externa de rodilla liderado por el Grupo de 

Biomecánica de la USB. Para generar las especificaciones 

para el diseño conceptual de la prótesis se estudiaron las 

necesidades de un grupo de pacientes venezolanos con 

amputación transfemoral, en base a lo cual se decidió 

desarrollar una prótesis mecánica de rodilla con 

articulación policéntrica de cuatro barras. En el diseño de 

detalle se abordó el dimensionamiento cinemático del 

mecanismo [1], el dimensionamiento estructural de la 

prótesis [2] y el diseño del mecanismo de asistencia a la 

extensión; la figura 1 muestra la prótesis definitiva. El 

dimensionamiento cinemático se basó en el análisis de 

estabilidad del mecanismo [3], donde, de la localización del 

centro instantáneo de rotación (CIR) en relación a la fuerza 

de reacción del piso durante el contacto, se verificó la 

estabilidad o flexión voluntaria de la prótesis. Para el 

dimensionamiento estructural se empleó el Método de 

Elementos Finitos (MEF) y se estudiaron cuatro estados de 

carga, dos de ellos señalados en la norma ISO 10328 [4]. 

Luego del dimensionamiento de los componentes de la 

rodilla, se fabricó la prótesis y se ensambló como se 

muestra en la figura 2. En el presente trabajo se presentan 

las pruebas preliminares para ajuste de la prótesis y las 

pruebas de desempeño, incluyendo el análisis biomecánico 

de la marcha, en dos pacientes con amputación 

transfemoral unilateral. 

Mecanismo 

de cuatro 

barras 

Figura 1. Prótesis de rodilla: (A) dimensionamiento 

cinemático, (B) dimensionamiento estructural 

A B C 

Figura 2. Prótesis de rodilla: (A) sin mecanismo de 

extensión, (B) con mecanismo de extensión, (C) con 

componentes para amputado transfemoral 

14 

Este trabajo fue financiado por el Proyecto PEI No. 2147 del Fondo Nacional de Ciencia, Innovación y Tecnología FONACIT


METODOLOGÍA 

Prueba con simulador de prótesis. Una vez ensamblada 

la prótesis de rodilla, ésta fue probada para verificar el 

funcionamiento del mecanismo policéntrico; en especial su 

comportamiento en balanceo hacia la extensión completa 

antes de iniciar la siguiente zancada. La prueba se realizó 

antes de colocar el mecanismo de asistencia a la extensión 

utilizando un simulador que tiene a disposición uno de los 

co-autores, tal como se muestra en la figura 3. El simulador 

es un encaje especial que permite usar la prótesis por una 

persona no-amputada, donde la pierna queda flexionada a 

90°, utilizando igualmente un tubo adaptador y un pie 

protésico (ver figura 3). La prueba fue llevada a cabo 

caminando sobre una máquina caminadora a diferentes 

velocidades. 

miembros inferiores a lo largo del ciclo de marcha de dos 

pacientes con amputación transfemoral unilateral (descritos 

en la Tabla I) empleando la prótesis USB, se realizaron 

(durante cuatro horas) estudios biomecánicos de la marcha 

en el Centro de Análisis de Movimiento de la Universidad 

Simón Bolívar (CAM-USB). Para las pruebas se emplearon 

marcadores reflectivos colocados en los pacientes 

utilizando el protocolo de Helen Hayes [5], las capturas 

fueron realizadas a una frecuencia de muestreo de 100 cps 

y se procesaron utilizando el software Cortex (Motion- 

Analysis). Las pruebas incluyeron múltiples repeticiones 

del recorrido establecido para el estudio; el tiempo de 

adaptación de los pacientes con la prótesis fue de una hora, 

previa a las pruebas, y la marcha fue a una velocidad autoseleccionada. 

En las figuras 5A y 5B se muestran los 

pacientes (usando la prótesis USB) con los marcadores 

reflectivos colocados, y en la 5C, parte del área de trabajo 

del CAM-USB. 

Figura 3. Prueba de la prótesis utilizando un simulador 

de prótesis y una máquina caminadora 

Prueba en paciente con amputación transfemoral. La 

prótesis fue probada en el paciente 1 (descrito en la Tabla 

I), con amputación unilateral. Las pruebas fueron 

ejecutadas durante cuatro horas en las instalaciones de 

Biotecpro C.A. bajo la supervisión del CPO Fernando 

Carvalho, quien realizó el montaje de la prótesis y las 

alineaciones estática y dinámica; en la figura 4 se observa 

la colocación y ajustes en la alineación de la prótesis en el 

paciente. Las pruebas se llevaron a cabo inicialmente en las 

barras paralelas y luego en los pasillos, el objetivo fue 

verificar el funcionamiento general de la prótesis y conocer 

la opinión del paciente y del protesista. 

Tabla I. Pacientes con amputación transfemoral 

Paciente 1 Sexo masculino, 23 años, 85 kg, 173.5 cm 

de estatura, 6 años usando prótesis 

Paciente 2 Sexo masculino, 21 años, 79 kg, 171 cm de 

estatura, 18 meses usando prótesis 

Estudio biomecánico de la marcha de pacientes con 

amputación transfemoral empleando la prótesis USB. 

Con el objeto de conocer la cinemática en el plano sagital 

(flexo/extensión de cadera, rodilla y tobillo), y la cinética 

(momento y potencia de cadera, rodilla y tobillo) de ambos 

Figura 4. Colocación y alineación de la prótesis en el 

paciente 1 

A B C 

Figura 5. (A) Paciente 1 con prótesis USB, (B) Paciente 

2 con prótesis USB, (C) CAM-USB 

Análisis comparativo del desempeño de la prótesis USB 

respecto a la prótesis Otto Bock 3R20. 

Con el objetivo de conocer de manera preliminar el 

desempeño de la prótesis USB en relación a otras prótesis, 

y aprovechando la disponibilidad de algunas prótesis 

comerciales, se procedió a realizar el estudio comparativo 

de desempeño. Para el paciente 1 la prótesis de rodilla de 

uso diario es la Otto Bock 3R80 (prótesis monocéntrica con 

sistema hidráulico), aunque también utiliza la prótesis Otto 

Bock 3R78 (prótesis policéntrica de cuatro barras con 

control neumático de la fase de impulsión). La prótesis de 

uso diario del paciente 2 es la prótesis Otto Bock 3R20, 

prótesis que al igual que la de la USB, es mecánica 

15


policéntrica de cuatro barras, e integra un resorte de 

compresión para asistencia a la extensión. Las 

características de la prótesis Otto Bock 3R20 la hacen 

directamente comparable con la prótesis USB. Se procedió 

a realizar el estudio biomecánico de marcha con el paciente 

1 empleando la prótesis Otto Bock 3R78 y la Otto Bock 

3R80 (resultados no incluidos por razones de espacio), y 

con el paciente 2 empleando la prótesis Otto Bock 3R20. Se 

comparó la cinemática (en el plano sagital), la cinética de 

cadera, rodilla y tobillo, y las variables espacio-temporales 

para ambas piernas de cada paciente con las prótesis 

señaladas y la prótesis USB. 

RESULTADOS 

Prueba con simulador de prótesis. Los resultados 

mostraron la estabilidad estructural de la prótesis. Sin 

embargo, durante las pruebas a baja velocidad la prótesis 

no extendía completamente al final de la fase de balanceo, 

haciendo difícil el adecuado contacto de talón para iniciar 

la siguiente zancada; en la figura 3 se muestra la flexión de 

la prótesis durante el contacto inicial. Lo anterior mostró la 

necesidad de instalar en la prótesis el mecanismo de 

asistencia a la extensión, lo cual se realizó para la siguiente 

fase de pruebas; además se corrigió un roce detectado entre 

algunos eslabones. 

Prueba preliminar en paciente con amputación 

transfemoral. El paciente 1 inició la marcha en las barras 

paralelas y luego de varios recorridos consideró seguro 

emprender la marcha libre en los pasillos de Biotecpro 

realizando distintas pruebas a la prótesis: marcha hacia 

adelante, descarga del peso corporal en la prótesis, 

desplazamiento lateral con flexión de la rodilla protésica, 

desplazamiento lateral sin flexión, desplazamiento hacia 

atrás, y máxima flexión durante el movimiento de péndulo 

(ver figura 6). Los resultados obtenidos a través de la 

opinión del paciente y del análisis observacional del 

protesista y de los autores incluyeron: estabilidad 

estructural de la prótesis durante la marcha normal, marcha 

hacia atrás y desplazamientos laterales; flexión correcta 

durante la marcha y la sedestación; extensión correcta 

luego del balanceo. 

Figura 6. Paciente 1, pruebas de la prótesis USB 

Estudio biomecánico de la marcha de pacientes con 

amputación transfemoral empleando la prótesis USB. 

Al revisar la cinemática y cinética de cadera, rodilla y 

tobillo y las variables espacio-temporales del paciente 1 

utilizando la prótesis USB (figura 7 y tabla II), se puede 

aseverar que tanto la cinemática como la cinética de la 

pierna protésica siguen en general el patrón de las curvas 

de referencia de personas sin patologías en sus miembros 

inferiores (franja gris). La flexión de rodilla alcanzada por 

la pierna protésica en la fase de balanceo es cercana a la 

normal, y la flexión para la fase de apoyo (de 0 a 50% del 

ciclo de marcha) es aproximadamente 0°, lo cual es 

cónsono con lo encontrado por otros autores en la marcha 

de amputados transfemorales [6]. En la pierna protésica, 

luego de la fase de apoyo (60% del ciclo de marcha) no 

ocurre flexión plantar, el ángulo de rotación del tobillo 

vuelve a 0º y prácticamente se mantiene así durante todo el 

balanceo, coincidiendo este resultado con lo obtenido por 

[7]. La cinemática de la pierna sana tiene un 

comportamiento semejante a las curvas de referencia de 

personas sin patologías en sus miembros inferiores, sin 

embargo se observa una importante actividad 

compensatoria en cuanto a la cinética de rodilla y cadera; 

esto coincide con lo señalado por [8] y los resultados 

obtenidos por [9]. Durante el ciclo de marcha la duración 

de la fase de apoyo de la pierna sana fue mayor que la de la 

pierna protésica, debido a la confianza natural que siente el 

paciente en la primera, por lo cual la mantiene más tiempo 

en contacto con el piso. Resultados similares fueron 

obtenidos en el paciente 2. 

Angulo [°] 

Momento [N.m] 

Potencia [W] 

Flexo/Extensión Hip Flex/Extension de Cadera Flexo/Extensión Knee Flex/Extension de Rodilla Dorsi/Plantar de Tobillo 

Momento Hip Moment de Cadera Momento de Rodilla Momento de Tobillo 

Potencia de Cadera 

Potencia de Rodilla 

Potencia de Tobillo 

Ciclo de Marcha [%] Ciclo de Marcha [%] 

Ciclo de Marcha [%] 

Figura 7. Paciente 1: cinemática y cinética con prótesis 

USB, piernas sana (línea continua) y protésica (línea a 

trazos) 

Análisis comparativo del desempeño de la prótesis USB 

respecto a la prótesis Otto Bock 3R20. Analizando la 

cinemática y cinética de cadera, rodilla y tobillo, y las 

variables espacio-temporales del paciente 2 utilizando las 

prótesis USB y Otto Bock 3R20 (figuras 8 y 9, y tabla III), 

se puede afirmar que la cinemática y cinética de ambas 

piernas, sana y protésica, al usar las dos prótesis es muy 

similar, existiendo solapamiento en la mayoría de las 

curvas, incluso en la actividad compensatoria realizada por 

la pierna sana, la cual se observa en la importante variación 

de la cinética de rodilla y cadera (respecto a la referencia). 

16


Al emplear la prótesis USB, la longitud de zancada (de las 

piernas sana y protésica) y la cadencia son 4.8 y 13.3% 

mayores respectivamente (producto de lo cual la velocidad 

es 12.4% mayor), con relación a la prótesis Otto Bock 3R20 

(tabla III). El porcentaje de apoyo de la pierna protésica al 

emplear la prótesis USB es ligeramente mayor que con la 

prótesis 3R20, mientras que el porcentaje de apoyo de la 

pierna sana es ligeramente menor; de esto se concluye un 

buen desempeño de la prótesis, el cual se ve reflejado en 

una disminución de la asimetría característica entre la 

pierna sana y protésica en pacientes con amputación. 

Angulo [°] 

Momento [N.m] 

Potencia [W] 

Tabla II. Paciente 1: Variables espacio-temporales 

Prótesis USB Velocidad Long. zanc. Cadencia % 

Pierna (m/s) (m) (pasos/min) apoyo 

Sana 1.24 1.38 110.8 67.3 

Protésica 1.24 1.37 110.8 56.1 


Momento Hip Moment de Cadera Momento de Rodilla Momento de Tobillo 






Figura 8. Paciente 2: cinemática y cinética pierna sana, 

prótesis USB (línea continua) y 3R20 (línea a trazos) 

Angulo [°] 

Momento [N.m] 

Potencia [W] 


Momento de Cadera Momento de Rodilla Momento de Tobillo 






Figura 9. Paciente 2: cinemática y cinética pierna 

protésica, prótesis USB (línea continua) y 3R20 (línea a 

trazos) 

CONCLUSIONES 

A través del análisis observacional fue posible verificar la 

estabilidad estructural del dispositivo durante las pruebas 

libres, así como la flexo-extensión correcta durante la 

marcha y la sedestación. Los resultados del estudio 

biomecánico de marcha en los dos pacientes empleando la 

prótesis USB, mostraron que tanto la cinemática como la 

cinética de las piernas sana y protésica se ajustan a lo 

referenciado en la literatura. El desempeño cinemático y 

cinético de la prótesis USB fue comparable con el de la 

prótesis Otto Bock 3R20; más aún, la velocidad empleando 

la prótesis USB fue un poco mayor que con la última, 

además de apreciarse una disminución de la asimetría 

característica de la marcha en pacientes con amputación. 

TablaIII. Paciente 2: Variables espacio-temporales 

usando las prótesis USB y Otto Bock 3R20 

Prótesis USB Velocidad Long. zanc. Cadencia % 


Sana 1.09 1.30 104.2 69.9 

Protésica 1.09 1.31 104.2 54.7 

Prótesis 3R20 Velocidad Long. zanc. Cadencia % 


Sana 0.97 1.24 92.0 71.2 

Protésica 0.97 1.25 92.0 53.3 

REFERENCIAS 

[1] Amador, B., Torrealba, R. R., Rojas, M., Cappelletto, J. 

y Müller-Karger, C. M. (2012): Metodología para 

dimensionamiento de mecanismo policéntrico de rodilla 

utilizando análisis de marcha y algoritmos genéticos, 

Revista Ingeniería Biomédica, 6 (11), pp 30-45. 

[2] Amador, B., Torrealba, R. R., Müller-Karger, C. M. 

(2014): Rectificación estructural en el diseño de prótesis 

policéntrica de rodilla utilizando elementos finito, 

Ingeniería y Ciencias Aplicadas: Modelos Matemáticos y 

Computacionales, pp BSB-1 – BSB-6. 

[3] Radcliffe, C. W. (1994): Four-bar linkage prosthetic 

knee mechanisms: kinematics, alignment and prescription 

criteria, Prosthetics and Orthotics, 18: pp 159-173. 

[4] ISO 10328 (2006): Prosthetics – Structural testing of 

lower-limb prostheses – Requirements and test methods. 

[5] CORTEX ® (1.1) (2008): User´s Manual, Motion 

Analysis. 

[6] Whittle, M. (2007): Gait Analysis: an Introduction, 

fourth edition, USA: Butterworth Heinemann Elsevier. 

[7] Benavides, C. y Torres, A. (2009): Análisis de 

biomecánica digital en marcha protésica de paciente con 

amputación por encima de rodilla, NOVA Publicación en 

Ciencias Biomédicas, 7(11), pp 113-118. 

[8] Sánchez, J., Prat, J., Hoyos, J., Viosca, E., Soler, C., 

Comín, M., Lafuente, R., Cortés, A. y Vera, P. (2005): 

Biomecánica de la marcha humana normal y patológica, 

Valencia, España: Instituto de Biomecánica de Valencia. 

[9] Farahmand, F., Rezaeian, T., Narimani, R. y Hejazi 

Dinan, P. (2006): Kinematic and dynamic analysis of the 

gait cycle of above-knee amputees, Scientia Iranica, Sharif 

University of Technology, 13 (3), pp 261-271. 

17


RESUMEN 

DISEÑO DE ACTUADOR HIDRÁULICO LINEAL DE RESPUESTA 

MODULABLE PARA PRÓTESIS INTELIGENTE DE RODILLA 

J. E. Escalona 1,2 , R. R. Torrealba 1,2 

1 Grupo de Mecatrónica, Universidad Simón Bolívar 

2 Grupo de Biomecánica, Universidad Simón Bolívar 

e-mail: johanescalona.28@gmail.com 

Las prótesis inteligentes de rodilla utilizan diferentes tecnologías a nivel de actuadores para modular su respuesta. En 

particular, muchas de éstas emplean sistemas hidráulicos con actuadores lineales, debido a los beneficios que ofrece el uso 

de un fluido incompresible para modular la respuesta de una articulación básicamente disipativa como la rodilla, en 

términos de eficiencia, ajustabilidad y velocidad de respuesta. Estos sistemas van embebidos en la prótesis y ajustan 

electrónicamente la flexión o extensión de rodilla según los requerimientos de la marcha a través de válvulas de control. En 

este trabajo, utilizando las variables cinemáticas y dinámicas que permiten caracterizar el ciclo de marcha, se diseñó un 

actuador hidráulico para la prótesis inteligente desarrollada por el Grupo de Mecatrónica de la Universidad Simón Bolívar 

(GM-USB), que emplea actualmente tecnología reo-magnética en su mecanismo de actuación. Mediante el análisis de 

esfuerzos se comprobó que un actuador hidráulico con menor peso y volumen soporta las cargas generadas durante el ciclo 

de marcha, y además se observó que con un control adecuado se podría obtener un mejor desempeño del ángulo de flexoextensión 

de la rodilla, en comparación a la respuesta lograda hasta ahora con el actuador reo-magnético. 

Palabras Clave: Prótesis inteligente, Actuador hidráulico, Ciclo de marcha, Válvulas de control. 

INTRODUCCIÓN 

Desde 2007, el Grupo de Mecatrónica de la 

Universidad Simón Bolívar (GM-USB) ha venido 

desarrollando una prótesis inteligente de rodilla para 

pacientes con amputación transfemoral [1]. El primer 

prototipo construido fue probado con un paciente unilateral 

y permitió adquirir conocimientos sobre toda la tecnología 

que hay detrás de este tipo de dispositivos protésicos. En 

términos prácticos, los resultados obtenidos fueron 

favorables, aunque con miras a la fabricación de una 

prótesis comercial surgieron aspectos que mejorar. El 

primero fue el peso, dicho prototipo pesaba 2.100 g 

aproximadamente, mientras que sus contrapartes 

comerciales estaban en el orden de los 1.400 a 1.700 g. El 

segundo fue la respuesta de la prótesis en balanceo, la cual, 

dado el actuador utilizado, resultó incapaz de reproducir la 

curva normal de una rodilla sana en esa fase del ciclo de 

marcha [2]. Y el tercero, tuvo que ver justamente con el 

hecho de que el actuador utilizado no se fabricaba en el 

país, y además empleaba una tecnología que tampoco se 

manejaba a nivel doméstico. En vista de lo anterior, se 

planteó el presente proyecto con la intención de corregir las 

desventajas anteriormente expuestas con relación al primer 

prototipo de rodilla inteligente construido por el GM-USB. 

El actuador utilizado en dicho prototipo manejaba 

tecnología magneto-reológica (MR) y pesaba 800 g, lo cual 

representaba el 38% del peso de la prótesis [3]. 

Adicionalmente, dicho actuador consistía en un pistón 

lineal que contenía gas presurizado para llevarlo a su 

posición de extensión en caso de no haber cargas aplicadas 

sobre la prótesis para comprimirlo; esto hacía que ésta se 

extendiera justo después de despegar el pie del piso, 

haciendo imposible lograr el pico de flexión máxima 

propio de la fase de balanceo en la marcha natural. 

En general, las próstesis inteligentes de rodilla llevan 

un conjunto de sensores incorporados, con la finalidad de 

medir diferentes variables que intervienen en el ciclo de 

marcha, como torque y ángulo de rodilla, aceleraciones y 

fuerza de reacción del piso, entre otras. Luego, toda esta 

información es transmitida en tiempo real a un 

microprocesador, que con ayuda de un algoritmo 

especializado interpreta la data, que posteriormente 

gobernará el funcionamiento de un actuador encargado de 

emular el comportamiento de una rodilla sana. Hasta el 

momento, este actuador puede ser eléctrico, neumático, 

hidráulico o magneto-reológico. Por su parte, los 

actuadores hidráulicos de acción lineal han mostrado 

amplia aplicación en este tipo de prótesis, ya que presentan 

ciertas ventajas sobre los otros mecanismos de actuación, 

como lo son el nivel de cargas manejado y la característica 

de su respuesta en términos de amortiguación y velocidad 

[4], [5]. En este sentido, el presente trabajo tiene por 

objetivo diseñar un actuador hidráulico de acción lineal a 

ser utilizado en un nuevo prototipo de rodilla inteligente ya 

creado por el GM-USB, con el cual se aspira lograr un peso 

comparable al de las prótesis comerciales, así como una 

respuesta del ángulo de flexo-extensión mucho más 

cercana a la de una rodilla sana. 

18

Caudal [l/min] 

Presión [MPa] 


METODOLOGÍA 

En términos de un actuador hidráulico lineal, las 

principales variables requeridas en función del ciclo de 

marcha son el ángulo de flexo-extensión de la rodilla y el 

torque en la misma. Con éstas se determina la velocidad 

lineal y la fuerza ejercida en el actuador, que a su vez son 

necesarias para obtener la presión y el caudal, que 

finalmente serán las variables que gobiernen el sistema 

hidráulico de la prótesis. 

Utilizando la información conocida sobre el ciclo de 

marcha [6], se sabe cómo es el comportamiento del ángulo 

de flexo-extensión de rodilla normal. Con éste, 

relacionando trigonométricamente los parámetros 

geométricos del actuador lineal como se muestra en la 

figura 1, se puede obtener la posición lineal del actuador c 

para cualquier instante a partir de la ecuación 1, cuya 

derivada (ecuación 2) permite obtener igualmente la 

velocidad lineal del actuador ċ. En la figura 1A se 

muestran los parámetros geométricos del actuador lineal, 

mientras que en la figura 1B se representan las relaciones 

entre estos parámetros y las variables que intervienen en el 

ciclo de marcha, siendo el ángulo de flexo-extensión de 

rodilla, F la fuerza axial del actuador y T el torque aplicado 

sobre la articulación. Asimismo, se puede describir este 

último a lo largo del ciclo de marcha, de modo que una vez 

conocido, se despeja de la ecuación 3 la fuerza F ejercida 

en el actuador. Por último, con el área de circulación del 

fluido hidráulico A y las ecuaciones 4 y 5 se obtiene el 

caudal y la presión en el actuador, respectivamente. 

A lo largo del ciclo de marcha, un paciente con 

amputación transfemoral ejercerá una fuerza sobre la 

prótesis para llevarla a flexión o extensión, la cual 

determinará la presión dentro del actuador, que viene dada 

por la característica de incompresibilidad del fluido y su 

resistencia a moverse. La presión y el caudal de trabajo 

durante el ciclo de marcha son las variables fundamentales 

de diseño para definir las dimensiones apropiadas del 

actuador, así como los componentes necesarios que 

proporcionen al sistema hidráulico la posibilidad de regular 

la flexo-extensión de rodilla. De acuerdo a las ecuaciones 

anteriores, las figuras 2 y 3 muestran las curvas de ambas 

variables en el actuador lineal a lo largo del ciclo de 

marcha. 

Figura 1. (A) Parámetros geométricos del actuador. 

(B) Relaciones entre los parámetros del actuador 

y las variables del ciclo de marcha 

6 

5 

4 

3 

2 

1 

0 

0 20 40 60 80 100 

% Ciclo de marcha 

Figura 2. Variación de la presión del actuador 

hidráulico lineal durante el ciclo de marcha 

3.5 

3 

2.5 

2 

1.5 

c = √a 2 + b 2 − 2 ∙ a ∙ b ∙ cos⁡( α − β) (1) 

ċ = − 

a ∙ b 

∙ sen⁡( α − β) ∙ α̇⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡(2) 

c 

T = F ∙ a ∙ cos(α − β)⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡(3) 

Q = ċ ∙ A⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡(4) 

1 

0.5 

0 

0 20 40 60 80 100 

% Ciclo de marcha 

Figura 3. Variación del caudal del actuador 

hidráulico lineal durante el ciclo de marcha 

P = F A ⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡⁡(5) 

19


Luego de tener definidas las condiciones de operación 

del actuador, se adaptó un circuito hidráulico similar al 

utilizado en la prótesis inteligente C-Leg ® de Otto Bock [5], 

la cual logra un buen desempeño del ángulo de flexoextensión 

de rodilla (ver figura 4). Este circuito consta de 

dos trayectorias en paralelo para la circulación del fluido, 

cada una con una restricción variable en serie con una 

válvula anti-retorno. Las dos restricciones variables 

representan el elemento de control que ajusta 

electrónicamente una impedancia de acuerdo a los 

requerimientos del usuario a lo largo del ciclo de marcha. 

Aunque presentan algunas variaciones en sus circuitos 

hidráulicos, muchas de las prótesis inteligentes comerciales 

con tecnología hidráulica usan circuitos similares a éste. 

muestra cómo debería trabajar idealmente el actuador de 

acuerdo al ángulo de flexo-extensión de una rodilla sana. 

Durante la flexión de rodilla en el ciclo de marcha, el fluido 

debe circular desde la cámara inferior a la superior (ver 

figura 4) a través de la trayectoria que no tiene restricción 

de flujo en esa dirección. De igual manera, para la 

extensión de rodilla el fluido debe circular de la cámara 

superior a la inferior por la trayectoria que le permite flujo 

en ese sentido. Por supuesto, la respuesta del actuador será 

modulada por un sistema de control tomando en cuenta este 

ángulo y en función de las cargas aplicadas durante el 

caminado. 

Figura 4. Circuito hidráulico de la C-Leg ® de Otto Bock 

Finalmente, con el objetivo de estudiar estructuralmente 

los componentes de dos prototipos de actuador hidráulico 

lineal propuestos para la prótesis del GM-USB, se realizó 

un análisis de esfuerzos por el Método de Elementos 

Finitos (MEF) sobre cada uno para verificar que no 

presentarán deformaciones ni esfuerzos por encima de los 

valores permisibles en términos de la geometría del 

mecanismo y los materiales utilizados. 

RESULTADOS 

Durante la fase de apoyo, lo ideal sería que el actuador 

reprodujera el primer pico en el ángulo de flexo-extensión 

de rodilla, que por lo general los pacientes transfemorales 

tienden a bloquear por seguridad ante un eventual colapso 

de la prótesis. En este sentido, el actuador debería 

comenzar a comprimirse poco después del contacto y 

durante la respuesta a la carga, para lograr el primer pico 

de flexión del ciclo de marcha y seguidamente retornar a 

extensión, antes de flexionarse nuevamente en el apoyo 

terminal y despegue, en vías a alcanzar el segundo pico de 

flexión del ciclo durante el balanceo. En la figura 5 se 

Figura 5. Comportamiento ideal del actuador 

durante el ciclo de marcha de acuerdo al ángulo de 

flexo-extensión de una rodilla sana 

Con miras a la introducción de esta tecnología en la 

prótesis del GM-USB, se diseñaron dos actuadores: 

1. Un prototipo de prueba con un sistema hidráulico 

externo, que permita realizar las pruebas de desarrollo 

de nuevos algoritmos de control sobre la prótesis, para 

luego avanzar en el futuro hacia un modelo más 

compacto, completamente auto-contenido. En la figura 

6 se muestra el prototipo 1 con el actuador como parte 

del mecanismo mono-axial de rodilla, que como se 

observa presenta dos puertos conectores que lo 

comunicarán con el resto del sistema hidráulico 

mediante conexiones flexibles. 

2. Un prototipo compacto equipado con una válvula 

hidráulica comercial, ultra-liviana, de gran precisión y 

alta respuesta, que por el momento resulta muy costosa 

y en consecuencia, difícil de adquirir. Este prototipo, 

mostrado en la figura 7, sería el modelo base para un 

diseño optimizado, con la mayor parte de sus 

componentes fabricados en Venezuela. 

Para cumplir con su función, el actuador debe ser capaz 

de soportar las cargas que resulten sobre él, por el efecto de 

la presión que maneja para modular la respuesta de la 

20


prótesis durante la marcha. Por medio de un análisis de 

esfuerzos por MEF, se verificó la estabilidad y resistencia 

del actuador durante un ciclo de marcha. Las mayores 

cargas se presentan aproximadamente en el 16% del ciclo 

de marcha de acuerdo a lo observado en la figura 4. 

Tabla I. Esfuerzos máximos en el actuador 

Esfuerzo máx. 

Factor de 

Parte del actuador Von Mises seguridad 

[MPa] 

Vástago superior 112 3,9 

Vástago inferior 128 3,4 

Guía superior 77 5,6 

Guía inferior 76 5,7 

Pistón 201 2,2 

Agarre superior 112 3,9 

Cilindro sin manifold 72 6,0 

Cilindro con manifold 169 2,6 

Figura 6. Prototipo diseñado con sistema hidráulico 

externo 

CONCLUSIÓN 

Utilizar tecnología hidráulica en prótesis de rodilla 

permite obtener una prótesis más ligera y compacta. En 

esta primera etapa de diseño se logró una reducción 

considerable de peso y volumen del actuador, en 

comparación al magneto-reológico utilizado hasta ahora. 

Este trabajo representa un aporte importante en el 

desarrollo de la prótesis de rodilla inteligente que ha venido 

adelantando el GM-USB; en este sentido, con el nuevo 

diseño hidráulico presentado aquí, se espera lograr un 

desempeño equivalente al de otras prótesis comerciales que 

emplean esta tecnología, como la Genium ® de Otto Bock o 

la Plié ® 3.0 de Freedom Innovations. 

REFERENCIAS 

Figura 7. Prototipo diseñado con elemento de control 

embebido 

De este análisis de esfuerzos realizado en SolidWorks , 

que se realizó utilizando una aleación de aluminio como 

material para todos los elementos del actuador (límite 

elástico de 435 MPa), se obtuvo que con dimensiones más 

pequeñas que las del actuador MR comercial, ambos 

prototipos de actuador hidráulico soportan las cargas 

correspondientes a la marcha de un paciente de 85 kg [6]. 

Además se logra una reducción de aproximadamente 41% 

de volumen y 54% de peso, con respecto al actuador MR. 

En la tabla 1 se muestran los valores del esfuerzo máximo 

de Von Mises para los diferentes componentes del 

actuador, luego del respectivo análisis de convergencia. 

Como se observa, todos las partes tienen un factor de 

seguridad mayor a 1, lo cual permite predecir que no habrá 

falla en servicio desde el punto de vista estructural. 

[1] Torrealba, R. R (2009): Prótesis de rodilla para 

pacientes con amputación transfemoral. Tesis Doctoral, 

Universidad Simón Bolívar, Caracas-Venezuela. 

[2] Torrealba, R. R. et al. (2012): Cybernetic knee 

prosthesis: application of an adaptive central pattern 

generator. Kybernetes, Vol. 41, No. 1/2, pp. 192-205. 

[3] El-Sayed, A. M. et al. (2014): Technology efficacy in 

active prosthetic knees for transfemoral amputees: a 

quantitative evaluation. The Scientific World Journal, Vol. 

2014, ID 297431, http://dx.doi.org/10.1155/2014/297431. 

[4] Dorat, J (2013): Prótesis de rodilla patentable. 

Proyecto de Grado. Escuela Técnica Superior de Ingeniería 

de la Universidad de Comillas, Madrid-España. 

[5] Lambrecht, B (2008): Design of a hybrid passive-active 

prosthesis for above-knees amputees. Tesis Doctoral, 

División Postgrado de la Universidad de California, 

Berkeley-USA. 

[6] Winter, D (2009): Biomechanics and motor control of 

human movement. John Wiley & Sons, INC., 4 ta Edición, 

Ontario-Canadá. 

21


PROTOCOLO PARA LA RECONSTRUCCIÓN TRIDIMENSIONAL DIGITAL 

DE ROSTROS DE PACIENTES CON HENDIDURA LABIO PALATINA POR 

FOTOGRAMETRÍA 

Edgar Fonseca 1 , Orlando Pelliccioni 1 , Teresa Pannaci 2 

1 Universidad Simón Bolívar, Grupo de Biomecánica, Apartado 89000, Caracas 1080-A, Venezuela 

2 Fundación Operación Sonrisa Venezuela, Caracas, Venezuela 

e-mail: orlandop@usb.ve 

RESUMEN 

La Fundación Operación Sonrisa Venezuela lleva más de 20 años atendiendo a niños con malformaciones 

craneofaciales, particularmente la Hendidura Labio Palatina, una malformación congénita que tiene impacto en las 

funciones básicas del paciente y que afecta a una cantidad importante de niños en el país. Este trabajo propone una 

metodología para la digitalización del rostro de los pacientes con Hendidura Labio Palatina, haciendo uso de la 

fotogrametría, una técnica que modela cuerpos tridimensionales a partir de fotografías, con el objetivo de complementar el 

protocolo de historias clínicas de la Fundación para contribuir en el diagnóstico, tratamiento y seguimiento de los pacientes, 

así como en la investigación científica en general. 

Palabras Clave: Hendidura Labio Palatina, Fotogrametría, Reconstrucción Digital, Historia Clínica. 

INTRODUCCIÓN 

La hendidura de labio y paladar o Hendidura Labio 

Palatina (HLP) es una malformación congénita que, 

debido a las deformaciones maxilofaciales que muchos 

casos presentan, pueden perjudicar funciones básicas como 

la respiración, la deglución y el habla [1]. Este tipo de 

malformaciones se produce entre la quinta y 

decimosegunda semana de gestación por una alteración en 

la configuración alvéolo-palatina[2].Se estima que las 

causas están asociadas a factores genéticos y ambientales 

[1]. Los casos de HLP en Latinoamérica corresponden al 

3% de los recién nacidos vivos [3]. En Venezuela, 

anualmente nacen entre 4000 y 5000 niños con 

malformaciones de este tipo [4]. La Fundación Operación 

Sonrisa Venezuela (OSV) ejecuta un programa de Jornadas 

Quirúrgicas que atiende aproximadamente a 700 niños al 

año. A propósito de las jornadas, se coordinan actividades 

de convocatoria, evaluación, selección de pacientes, 

hospitalización, operación y control y tratamiento post 

operatorio, en varias localidades del país, con miras de 

lograr un alcance nacional. 

Durante la evaluación, el personal especializado en 

cirugía plástica, cirugía pediátrica, cirugía 

bucomaxilofacial, anestesiología, enfermería, pediatría, 

odontología, psicopedagogía y terapia de lenguaje prepara 

la historia clínica del paciente.El protocolo de OSV para la 

elaboración de la historia clínica incluye un formulario que 

cuenta con representaciones esquemáticas para el 

diagnóstico del tipo de hendidura labial, hendidura palatina 

y la presencia de fístulas. En la evaluación pre quirúrgica 

se toma una impresión naso alveolar. Además, en cada 

sesión se añaden fotografías clínicas del rostro del paciente. 

Las fotografías clínicas son un componente fundamental de 

la historia, para el diagnóstico y la investigación [5]; 

permiten analizar características faciales específicas para 

asegurar la simetría durante el tratamiento; sin embargo, no 

son del todo confiables debido a la imposibilidad técnica de 

repetir las fotografías a iguales distancias y ángulos, así 

como a variaciones en la postura del paciente, lo cual hace 

indispensable la verificación directa por parte del 

especialista [6]. 

El Grupo de Biomecánica de la Universidad Simón 

Bolívar apoya técnicamente a la Fundación, desde el 2011, 

en el marco del proyecto de servicio comunitario 

Operación Sonrisa Venezuela: Asistencia a niños que 

padecen de labio/paladar hendido incorporando técnicas 

computacionales de manejo de datos y procesamiento de 

imágenes al protocolo médico de Operación Sonrisa 

Venezuela [7]. Entre otros aportes, el programa ha migrado 

la historia clínica del paciente a una base de datos digital, 

incluyendo digitalizaciones tridimensionales de las 

impresiones pre quirúrgicas. Como parte de dicho 

proyecto, este trabajo tiene el objetivo de diseñar un 

protocolo para la reconstrucción digital del rostro del 

paciente, para ser incluida en la historia. Aunque esta 

22


técnica no sustituye a las fotografías clínicas, los modelos 

tridimensionales aportarían al especialista mayor 

información para el diagnóstico y el seguimiento del 

tratamiento. En ese orden de ideas, también facilitaría la 

evaluación y auditoría del caso por médicos y odontólogos 

a distancia y puede usarse para simulación y predicción del 

resultado de cirugías. Además, la generación y 

documentación de reconstrucciones permite diseñar 

metodologías de investigación complejas que no requieran 

la presencia del paciente y que, de otra manera, resultarían 

incómodas para él o imprácticas para el investigador. 

Para dar cumplimiento a los objetivos planteados, se ha 

utilizado la fotogrametría digital como técnica para la 

reconstrucción. La fotogrametría es una técnica de 

medición que permite modelar un espacio tridimensional, 

relativo a un eje coordinado fijo, a partir del análisis de un 

conjunto de imágenes tridimensionales, mediante un 

algoritmo matemático [8]. Para la obtención de una 

reconstrucción digital, la técnica analiza una colección de 

fotografías de un objeto (que debe estar inmóvil con 

respecto a su entorno), que son tomadas desde ángulos y 

distancias diferentes, para reconocer puntos comunes. Esta 

técnica ofrece la ventaja de poder reconstruir un objeto en 

tres dimensiones, a muy bajo costo y habilidad técnica. Si 

bien la fotogrametría fue desarrollada para fines 

arquitectónicos y cartográficos, en los últimos años ha 

ganado popularidad en aplicaciones médicas. Se ha 

evaluado la aplicabilidad de esta técnica en odontología en 

trabajos previos. Wong et al. [10] llevaron a cabo un 

estudio para analizar la confiabilidad de la fotogrametría 

para cuantificar malformaciones craneofaciales, del cual 

obtuvieron resultados favorables. Por otro lado, Jemt et 

al.[11], en un estudio piloto, utilizaron data fotogramétrica 

como sustituto de la impresión para fabricar implantes 

intraorales. 

A diferencia de otros métodos de reconstrucción 

computarizada usados en el área médica, como resonancia 

magnética, tomografía, escáner laser 3D y escáner de luz 

estructurada, la fotogrametría es una técnica no invasiva y 

económica. Con cámaras sencillas, o integradas a teléfonos 

celulares, pueden tomarse en segundos las fotografías 

necesarias, sin riesgos para el paciente, y crearse 

reconstrucciones útiles con procedimientos sencillos, 

gracias al desarrollo de aplicaciones gratuitas como 123D 

Catch®, de la compañía Autodesk®[9]. Además, para el 

propósito de la OSV, la técnica puede implementarse en 

jornadas móviles, pues no requiere equipos pesados o 

voluminosos, difíciles de transportar. 

Etapa 1: Montaje. Previo al inicio de las jornadas 

evaluativas, se debe preparar un módulo de fotografiado en 

el circuito de evaluaciones. Debe tener una silla y un 

biombo o pantalla de cartón u otro material opaco que sirva 

de fondo, para los pacientes que puedan sentarse por sí 

solos. Para pacientes recién nacidos, debe habilitarse una 

camilla. El espacio debe permitir al personal de 

voluntariado libre movimiento alrededor de la cara del 

paciente para poder fotografiarlo. Además debe estar 

iluminado uniformemente y evitar la sobre y 

subexposición. Es conveniente que el fondo y la cubierta de 

la camilla, no sean de color uniforme sino que, por el 

contrario, tenga elementos distintivos como dibujos, 

símbolos, letras o patrones de múltiples colores. Esto le 

facilita al programa de fotogrametría la diferenciación de 

los puntos en las imágenes. 

Etapa 2: Captura de fotografías. Durante las jornadas de 

evaluación, cada paciente debe pasar, por turnos, al módulo 

de fotografiado donde lo recibirá el personal entrenado 

para la actividad. Si el niño está en capacidad, puede 

sentarse en la silla, permaneciendo inmóvil mientras se 

toman las fotografías. De lo contrario el bebé deberá ser 

colocado boca arriba en la camilla y el representante deberá 

sujetarle la cabeza, con una mano, para inmovilizarlo.Una 

vez que el paciente esté en posición, el personal puede 

proceder a fotografiarlo, partiendo de una toma lateral, 

recorriendo 180˚, a pasos pequeños. La Figura 2 

ejemplifica la secuencia, aunque para el procedimiento real 

se necesitarán más imágenes. Las fotografías deben ser 

tomadas sin flash. Luego, se deberá fotografiar de cerca el 

área peri bucal, desde distintos ángulos (Figura 1), para 

detallar la malformación del paciente. Una mayor variedad 

de enfoques, tanto del rostro entero, como de los detalles, 

proporcionará mejores digitalizaciones. La Figura 3 ilustra 

el entorno de adquisición de las fotografías. También ha de 

tomarse en cuenta que los pacientes pudieran moverse, por 

lo que el tiempo de captura debe ser rápido. Por estas 

consideraciones, una cámara con autofoco y función ráfaga 

o multidisparo, es recomendada. Al tomar manualmente 

fotografías en planos preestablecidos no es posible sustituir 

las fotos defectuosas y, por lo tanto, la reconstrucción es 

limitada. En cambio, el uso de la herramienta multidisparo 

permite realizar un gran número de fotografías en tiempos 

similares, de manera que, tras depurar las fotos deficientes 

(descritas en la etapa 3), queda un número de fotos 

suficiente para crear una selección para la reconstrucción y 

un banco de fotos adicionales que pueden servir de 

reemplazo a las fotos elegidas. 

METODOLOGÍA 

El protocolo consta de tres etapas: el montaje (previo a 

la jornada), la captura de fotografías (durante la jornada) y 

el procesamiento de las imágenes con la técnica de 

fotogrametría (después de la jornada). 

Figura 1. Detalles de la zona peribucal 

23


en modo multidisparo. Se compararon las proporciones de 

las reconstrucciones con las del rostro del paciente 

(distancia entre el labio inferior y la punta de la nariz, entre 

ancho de los labios) y se evaluó cualitativamente la 

reconstrucción hasta obtener una malla de topografía suave, 

con detalles apreciables en el área de interés. 

RESULTADOS 

Figura 2. Secuencia de fotografías 

Figura 3. Esquema de adquisición de fotografías. 

Etapa 3. Procesamiento de imágenes. Una vez tomadas las 

fotografías del paciente, deben seleccionarse las fotografías 

que serán usadas para la digitalización. El número final de 

imágenes debe ser menor a 70, límite admitido por el 

programa utilizado. En este proceso de selección se 

recomienda descartar imágenes fuera de foco o borrosas. 

Las imágenes no pueden tener marcas impresas sobre las 

esquinas tales como la fecha, logo o marcas de agua, pues 

el algoritmo reconoce esos elementos como puntos 

comunes; de tener alguna marca, la foto debe recortarse 

para eliminar el problema. Son descartables también 

imágenes muy oscuras o muy brillantes y aquellas en 

donde las sombras del fotógrafo sean notables. Deben 

evitarse capturas que corten el rostro, a menos que se traten 

de detalles. Estos criterios deben ser de conocimiento del 

fotógrafo para que el proceso de fotografiado y edición 

pueda generar una colección apta para digitalizar. Por 

último, se aplica la fotogrametría digital a la selección para 

la reconstrucción del rostro. Las imágenes serán guardadas 

en una carpeta asignada al paciente y luego serán cargadas 

en un proyecto de 123D Catch®. El programa genera una 

reconstrucción facial automática, que luego será incluida en 

la historia clínica. 

El protocolo fue probado en un niño de dos meses de 

edad, sexo masculino, sin malformaciones craneofaciales. 

Se consideraron dos condiciones de estudio: una 

reconstrucción con fotografías tomadas al bebé dormido y 

una reconstrucción con fotos del bebé despierto. En ambos 

casos, se mantuvieron condiciones de iluminación 

aproximadamente iguales. Se utilizó una cámara de 8Mpx 

Para el caso del bebé dormido, se hicieron 

reconstrucciones con grupos de 26, 33, 42 y 60 fotografías 

elegidas de un total de 2114 fotos, utilizando los criterios 

de selección establecidos en la metodología (Figura 4). A 

partir de 26 fotografías, la proporción analizada se 

mantiene aproximadamente constante y se corresponde con 

la del paciente. La reconstrucción con 26 fotografías 

presenta defectos en la nariz y poco detalle en los labios. 

La reconstrucción con 33 fotografías soluciona el defecto 

en la nariz. La reconstrucción con 42 fotografías alcanza 

una superficie suave, reproduciendo con suficiente detalle 

los labios y rostro. La reconstrucción de 60 fotografías es 

cualitativamente similar a la de 42. Por ello, y para 

mantener un bajo costo computacional y espacio de 

almacenamiento, se estableció como definitiva la 

reconstrucción realizada con 42 fotografías (Figura 5). Es 

importante resaltar que el número de fotos no garantiza una 

buena reconstrucción, pues la calidad depende también de 

otras variables como la habilidad del fotógrafo, la 

iluminación y el rostro del paciente. Por otro lado, la 

habilidad para escoger las fotografías adecuadas para la 

reconstrucción influye en la calidad, aumentando o 

reduciendo el número de fotos necesarias; sin embargo, 

estos resultados sugieren que, aproximadamente, 40 

fotografías pueden servir para una reconstrucción 

preliminar. 

Figura 4. Reconstrucciones del rostro de bebé dormido, 

para varios números de fotografías (26, 33, 42, 60) 

Información útil para el especialista de la salud como la 

línea media puede analizarse trazando planos para cortar el 

modelo, haciendo uso de herramientas CAD. Además la 

posibilidad de editar la malla podría servir a cirujanos 

como una herramienta de simulación de resultados. 

La reconstrucción del rostro del niño despierto se 

realizó a partir de una selección de 67 fotografías , de una 

muestra de 185 fotografías capturadas en menos de un 

minuto. En la reconstrucción (Figura 6), se aprecian 

24


distorsiones puntuales en todo el rostro y falta de detalle 

alrededor de la boca y nariz, lo cual la hace deficiente para 

los objetivos de este trabajo. 

(A) 

(B) 

Figura 5. Reconstrucción de rostro de bebé dormido: (A) 

con textura, (B) sin textura. 

Figura 6. Reconstrucción de rostro de bebé despierto 

De los resultados obtenidos para ambas condiciones, se 

evidencia que la habilidad del fotógrafo y el movimiento 

del paciente afectan los resultados de la reconstrucción. 

Por ello, ha de reducirse el tiempo de fotografiado y 

mejorar la técnica de la captura. Como posible solución a 

los problemas presentados se plantea un montaje con 

múltiples cámaras fijas programadas para disparar en 

simultáneo, disminuyendo el tiempo de exposición y la 

dependencia del operador, aunque aumentando el costo, 

dificultando el ensamblaje de los equipos en las jornadas de 

OSV y su transporte y almacenamiento. Otra variable que 

afectó notablemente en la calidad de la reconstrucción, en 

pruebas preliminares fue la iluminación, por lo que deben 

buscarse soluciones para garantizar una iluminación 

adecuada en las jornadas, sin involucrar problemas 

logísticos. 

CONCLUSIONES 

Las modelos tridimensionales obtenidos con la 

metodología planteada ofrecen información sobre la línea 

media y el área peri bucal, útil para el diagnóstico, 

tratamiento e investigación, cumpliendo los objetivos 

propuestos. Se planteó un protocolo que puede ser aplicado 

tanto por OSV como por especialistas de la salud e 

investigadores, para la reconstrucción digital de rostros, 

pues la herramienta ofrece una solución sencilla a 

problemas en la práctica clínica, y para el desarrollo de 

nuevas técnicas que contribuyan a mejorar la calidad de 

vida de los pacientes. Futuros trabajos en esta línea de 

investigación pretenden diseñar técnicas para reducir el 

tiempo de fotografiado para obtener reconstrucciones 

confiables en pacientes despiertos y para garantizar una 

iluminación adecuada, así como mejorar la definición del 

modelo en la región de la malformación y reconstrucción 

de la cavidad oral. Por otra parte, se sugiere probar el 

protocolo durante las jornadas de OSV para generar una 

base de datos de pacientes que permita estudiar la 

confiabilidad del método. 

REFERENCIAS 

[1] Bordoni N, Escobar A y Castillo R (2010): Odontología 

pediátrica, 1 a edición, Editorial Médica Panaméricana. 

[2] Cohen M (1992): Crecimiento Maxilofacial, 3 a edición, 

Editorial Interamericana McGraw-Hill México. 

[3] Corbo M y Marimon M (2001): Labio y paladar 

figurados. Aspectos generales que se deben conocer en la 

atención primaria de salud, Revista Cubana de Medicina 

General Integral, 17 (4), pp 379-85. 

[4] Fundación Operación Sonrisa Venezuela. Página Web 

disponible en línea:http://operacionsonrisa.org.ve/. Último 

acceso: 24 de enero de 2015. 

[5] Moreno M et al. (2005), Importancia y requisitos de la 

fotografía clínica en odontología, Revista odontológica de 

Los Andes, vol.1: pp. 35-43. 

[6] Arnett G y Bergman R (1993), Facial keys to 

orthodontic diagnosis and treatment planning. Part I, 

American Journal of Orthodontics and Dentofacial 

Orthopedics, vol 103, No. 4: pp 299-312. 

[7] Universidad Simón Bolívar, Grupo de Biomecánica. 

Servicio comunitario AT1102. Asistencia a niños que 

padecen de labio/paladar hendido incorporando técnicas 

computacionales de manejo de datos y procesamiento de 

imágenes al protocolo médico de Operación Sonrisa 

Venezuela. Disponible en 

línea:http://prof.usb.ve/orlandop/at1102/AT1102_00.pdf . 

Último acceso: 24 de enero de 2015. 

[8] Egels Y yKasser M (2004): Digital Photogrammetry, 

2 a edición, Taylor & Francis. 

[9] Autodesk® 123D®. Página Web disponible en línea: 

http://www.123dapp.com/ . Último acceso: 23 de enero de 

2015. 

[10]Wong J, Oh A, Ohta E, Hunt A, Rogers G, Mulliken J, 

Deutsch C (2008), Validity and Reliability of Craniofacial 

Anthropometric Measurement of 3D Digital 

Photogrammetric Images,,The Cleft Palate-Craniofacial 

Journal, Vol. 45, No. 3: pp. 232-239. 

[11] Jemt T, Bäck T y Petersson A (1999), 

Photogrammetry: an alternative to conventional 

impressions in implant dentistry? A clinical pilot study. 

The International Journal of Prosthodontics, Vol12, No 3: 

pp. 363-368. 

25


EVALUACIÓN DEL EMPLEO DEL MOLDEO POR INYECCIÓN ASISTIDA 

POR GAS PARA LA FABRICACIÓN DE PRÓTESIS DE UN PIE DINÁMICO 

Claudia Almonacid 1 , María V. Candal 2 , Orlando Pelliccioni 1 , Carmen Müller-Karger 1 

1 Universidad Simón Bolívar, Grupo de Biomecánica, Apartado 89000, Caracas 1080-A, Venezuela. 

2 Universidad Simón Bolívar, Grupo de Polímeros 2, Apartado 89000, Caracas 1080-A, Venezuela. 

e-mail: mcandal@usb.ve 

RESUMEN 

Una prótesis de pie dinámico representa uno de los componentes que conforman el diseño de las prótesis transfemorales y 

transtibiales, las cuales se han desarrollado para suplir incapacidades físicas debido a la amputación de extremidades 

inferiores. El presente estudio se enfocó en evaluar la factibilidad de emplear la técnica de inyección asistida por gas como 

una herramienta tentativa para la fabricación de una prótesis de pie dinámico. Para esto se empleó una herramienta de 

ingeniería asistida por computadora, considerando como materiales resinas poliméricas ingenieriles. Como variables del 

proceso de moldeo se consideraron el porcentaje de llenado de la cavidad y el tiempo y presión para la inyección del gas. 

Esta técnica de moldeo permite obtener piezas con secciones huecas internas que favorecen la disminución del peso de las 

mismas, para el diseño de la prótesis se logró una disminución del peso en un 22% comparado con procesos de moldeo de 

inyección convencional. 

Palabras Clave: pie dinámico, inyección asistida, núcleo de gas, polímeros. 

INTRODUCCIÓN 

Según la norma UNE 111-909-90/1, adoptada de la ISO 

8549/1, una prótesis es un aparato externo utilizado para 

reemplazar de forma total o parcial un segmento de un 

miembro ausente o deficiente [1]. La ausencia de un 

miembro está referida a un proceso de amputación que 

origina un estado de discapacidad en la persona; el nivel de 

amputación determina el tipo de prótesis que ayuda a 

restablecer la actividad de la persona. El pie protésico 

constituye un componente que conforma el diseño de las 

prótesis transfemorales y transtibiales desarrolladas para 

suplir amputaciones de extremidades inferiores. 

Se han desarrollado diversos modelos para prótesis de 

pie empleando materiales poliméricos y/o reforzados, cuyo 

diseño logra reproducir la dinámica de un pie sano. Sin 

embargo, la tecnología involucrada en el diseño de estos ha 

limitado su adquisición debido a los altos costos de 

fabricación. En 2009, Figueroa y Müller-Karger [2] se 

plantearon desarrollar el diseño de pie protésico cuya 

tecnología se limitara a la absorción y liberación de energía 

al simular el ciclo de marcha; el resultado fue un diseño 

optimizado de dicha prótesis en resina polimérica con un 

peso final de 520 gramos. Para la evaluación mecánica de 

este diseño se consideró una resina polimérica ingenieril 

(Poliacetal) debido a su alta resistencia a las cargas cíclicas. 

La optimización en el diseño de la prótesis y el material 

polimérico fueron empleados posteriormente por Candal et 

al. [3] quienes desarrollaron un molde para la fabricación 

de la prótesis mediante el moldeo por inyección de resinas 

plásticas. Los análisis referente al volumen solidificado y la 

contracción volumétrica permitieron establecer, como una 

primera aproximación, que el molde estuviese constituido 

por una sola cavidad con un sistema de alimentación de 

canales fríos con entrada directa y un complejo sistema de 

refrigeración con la presencia de baffles; mediante este 

diseño se obtiene una pieza con 72% de volumen 

solidificado y 19% de contracción volumétrica a 600 

segundos de tiempo de ciclo. Estos resultados estaban 

referidos a emplear un Poliacetal para la fabricación del 

pie, pero Pelliccioni et al. [4] buscaron mejorar este 

prototipo comparando tres materiales poliméricos de 

excelentes propiedades mecánicas y a fatiga como lo son el 

Polióxido de Metileno (Poliacetal), la Poliamida y el 

Polipropileno. Sus resultados permitieron establecer que al 

emplear Poliamida para la fabricación de la prótesis del pie, 

se puede reducir en un 21% el tiempo de ciclo, comparado 

con el Poliacetal, alcanzando 10% de contracción 

volumétrica, lo cual es muy favorable. 

Otras técnicas de fabricación que se han evaluado, 

considerando el mismo diseño de la prótesis, es el 

mecanizado por control numérico computarizado. Sin 

embargo, esta técnica requiere de altos tiempos de 

fabricación para una sola pieza [5]. 

El propósito del presente estudio consiste en evaluar la 

factibilidad de fabricar una prótesis de pie dinámico 

mediante la técnica de inyección asistida por gas (GAIM), 

considerando los resultados obtenidos por Pelliccioni et al. 

[4] sobre las variables óptimas del proceso de inyección 

convencional empleando Poliamida como material de 

fabricación. La inyección asistida por gas es una variante 

del moldeo por inyección convencional, bajo la cual se 

realiza un llenado de la cavidad hasta cierto volumen para 

26


proceder a la inyección del gas el cual finaliza el llenado de 

la misma. Esta técnica permite reducir los tiempos de 

fabricación de las piezas y obtener secciones huecas por lo 

que se disminuye el peso de las mismas [6,7,8,9]. 

METODOLOGÍA 

El moldeo de inyección asistida se simuló 

numéricamente empleando la herramienta comercial 

Autodesk Moldflow Insight 2011. Los detalles de la 

simulación se describen a continuación: 

Geometría evaluada: la pieza en estudio consistió en 

el diseño de un pie dinámico desarrollado por Figueroa y 

Müller-Karger [2] (Figura 1). El presente estudio se limitó 

a la primera fase del proceso de fabricación que 

corresponde al proceso de inyección de la resina polimérica 

y del gas. En la Figura 2 se esquematiza la ubicación del 

punto de inyección del polímero y gas. 

Se excluyo el sistema de refrigeración, ya que por el 

tipo de malla necesaria para este tipo de geometría el 

software no realiza el análisis de enfriamiento. Ésta es una 

limitante conocida del software. Sin embargo, una 

aproximación del enfriamiento de este molde de inyección 

puede ser tomado del trabajo realizado por Candal et al. 

[3] para un molde de inyección convencional. 

Diseño de experimentos: como variables de estudio se 

consideró el tiempo de retardo, la presión de inyección del 

gas y el porcentaje de llenado de la cavidad. De esta 

manera se elaboró un diseño de experimentos (DOE) de 

dos niveles (2) para cada variable (o factor), por lo que el 

DOE final es del tipo factorial 2 3 para un total de 8 casos 

de estudio. Sin embargo, se complementó con puntos 

intermedios y más interacciones entre las variables. En la 

Tabla I se presenta el diseño de experimentos empleado. 

Ajuste de variables: el proceso de inyección asistida 

requiere un control de variables tanto para la inyección del 

material polimérico como del gas. En la Tabla II [3] se 

resumen dichas variables de control para ambos procesos. 

Tabla I. Variables que conforman el diseño de 

experimentos 

Factores 

Niveles 

-1 0 +1 

Llenado de la cavidad 

(%) 

60 70 90 

Tiempo de retardo (s) 0.5 2 10 

Presión del gas (MPa) 10 50 100 

Tabla II. Variables de proceso fijadas en la máquina 

de inyección [3] 

Figura 1. Diseño optimizado de la prótesis del pie 

Inyección del gas 

Inyección del polímero 

Pieza 

Figura 2. Ubicación del punto de inyección de la 

resina polimérica y la inyección del gas 

Mallado: se definió un análisis tridimensional para la 

simulación, seleccionando elementos tetraédricos (3D), que 

constan de 4 nodos, 3 caras y 6 aristas. Mediante un 

análisis de convergencia se fijo una malla de 40431 

elementos para discretizar la pieza en estudio. 

Asignación del material: de la base de datos del 

Moldflow se seleccionó una Poliamida 66 (ULTRAMID 

A4H) con índice de fluidez de 35g/10min (275 °C/5 Kg). 

Variable de proceso 

Valor 

Material del molde Acero P20 

Fuerza de cierre (ton) 100 

Temperatura de inyección (°C) 290 

Temperatura del molde (°C) 80 

Velocidad de inyección (cm 3 /s) 30 

Tiempo de inyección del gas (s) 30 

Tiempo de enfriamiento (s) 30 

Tipo de análisis 

Fill+Pack 

RESULTADOS 

El moldeo por inyección involucra tres etapas 

principales: llenado de la cavidad, empaquetamiento del 

material (por un perfil de presión en función del tiempo) y 

enfriamiento de la pieza. En la inyección asistida por gas la 

etapa de llenado está dividida entre la inyección del 

polímero y la inyección del gas; la etapa de empaquetado 

no se trabaja con un perfil de presión, como en la inyección 

convencional, sino que es un equivalente a la inyección del 

gas, ya que éste garantiza el llenado de la cavidad por la 

expansión del material polimérico previamente inyectado, 

y a su vez ejerce una presión interna al material lo cual 

contrarresta la contracción que sufre éste por su 

enfriamiento al entrar en contacto con la cavidad del 

molde. Como se menciono en la sección de Metodología, el 

tipo de malla empleada no permite la simulación de la 

27


etapa de enfriamiento, por lo que este estudio está limitado 

sólo a la etapa de llenado de la prótesis. 

La variación del porcentaje de llenado de material 

polimérico permitió definir bajo cuál condición es posible 

obtener el mayor porcentaje de sección hueca dentro de la 

pieza en estudio. Mediante una evaluación cualitativa se 

pudo verificar que para un 60% de inyección de polímero, 

seguida de la inyección del gas, no se logra un 100% de 

llenado de la cavidad del molde. Asimismo, bajo esta 

condición es posible observar que la inyección del gas 

genera una ruptura del material polimérico el cual presenta 

altos niveles de temperatura dentro de la cavidad generando 

una ruptura en su frente de flujo. En la Figura 3 se 

esquematiza los resultados de inyección dentro de la 

cavidad del molde para este porcentaje de llenado. 

Sección 

sólida 

Pieza 

Punto de inyección 

del polímero y gas 

mayor será el volumen de gas introducido dentro de la 

pieza, lo cual genera una mayor sección hueca que se 

reflejaría en la disminución del peso final de la pieza. 

(a) 

Sección hueca 

(b) 

Sección 

hueca 

Gas 

Sección hueca 

Ruptura del frente de 

flujo del polímero 

Figura 3.Efecto de la inyección del gas en el llenado de 

la cavidad para un 60% de inyección de polímero 

Por otro lado, al emplear porcentajes de llenado de la 

cavidad con material polimérico en un 90%, se establece 

una condición bajo la cual el gas inyectado no puede 

expandirse en el interior de la pieza, generando una sección 

hueca muy pequeña concentrada en el punto de inyección 

del gas. Al emplear un 70% u 80% de llenado de la cavidad 

con material polimérico se mantiene un porcentaje de la 

cavidad sin llenar la cual será suplida por el efecto de la 

inyección del gas y, a su vez, se generan secciones huecas 

internas de gran volumen. En la Figura 4 se presentan los 

tamaños de las secciones huecas originadas en la pieza para 

volúmenes de llenado superiores a un 60%. 

Del análisis cualitativo es posible descartar los núcleos 

de gas originados en la pieza para un 60% y 90%, ya que se 

origina un llenado incompleto de la cavidad de molde y se 

obtienen secciones de bajo tamaño en el interior de la 

cavidad. Por lo tanto, para un 70% y 80% se procedió con 

un análisis cuantitativo sobre el volumen de gas que 

conforma la sección hueca dentro de la pieza. 

En la Gráfica 1 se puede observar el comportamiento 

del volumen de gas inyectado dentro de la cavidad en 

función de la presión empleada para la inyección de éste. 

Se puede establecer una tendencia en donde a mayor 

presión de inyección del gas mayor será la expansión del 

material polimérico dentro de la cavidad y, por lo tanto, 

(c) 

Figura 4. Sección hueca dentro de la prótesis originada 

por la inyección del gas para: (a) 70%, (b) 80% y (c) 

90% de llenado de la cavidad con material polimérico. 

Volumen de gas (%) 

30 

25 

20 

15 

10 

5 

0 

0 50 100 150 

Presión de gas (MPa) 

0.5 s_70% 

0.5 s_80% 

Gráfica 1. Variación del volumen de gas en el núcleo de 

la cavidad en función de la presión del gas. 

Se puede verificar que esta tendencia se aprecia para 

ambos porcentajes de llenado, obteniéndose menores 

volúmenes de gas para un 80% de llenado de la cavidad 

con material polimérico. En la Tabla III se resumen los 

porcentajes de volumen de gas para los diferentes tiempos 

de retardo estudiados. 

El tiempo de retardo está referido al tiempo de cambio 

en el que finaliza la inyección del polímero e inicia la 

inyección del gas. Esta variable puede relacionarse con el 

cambio de viscosidad que presenta el polímero una vez que 

28


ha sido inyectado en la cavidad del molde. A medida que el 

tiempo de retardo sea mayor la viscosidad del polímero 

disminuye, debido al enfriamiento que éste presenta por 

contacto con el molde, por lo que su capacidad de 

expansión se ve limitada y se restringe la formación de la 

sección hueca con un menor volumen de gas. En la Tabla 

III se puede apreciar esta tendencia con cambios de 0.5% y 

2% en el volumen de gas para los diferentes tiempos. 

Tabla III. Volumen de gas en el núcleo de la cavidad 

para una presión de inyección de gas de 100 MPa 

Llenado de la cavidad Tiempo de Volumen de gas 

(%) retardo (s) (%) 

70 

24.32 

0.5 

80 14.76 

70 

24.27 

2 

80 14.83 

70 

23.93 

10 

80 14.62 

Del análisis cualitativo y cuantitativo se establece que 

la condición de procesamiento: 70% de llenado de la 

cavidad, 0.5 segundos de tiempo de retardo y 100 MPa de 

presión para la inyección del gas, permite obtener una 

sección hueca con un volumen de 24.32% de gas. 

Asimismo, se logra una densidad uniforme de 1.108 g/cm 3 

a lo largo de la pieza y una contracción volumétrica del 9% 

en las zonas referidas al talón y tobillo debido al espesor en 

las mismas y la ausencia de núcleo de gas en estas zonas. 

El tiempo de inyección para esta condición óptima fue de 

20s, lo que representa una reducción del 50% con respecto 

al tiempo obtenido por Romero et al. [3] de 40s para la 

pieza maciza fabricada por moldeo por inyección 

convencional. Se realizó un análisis más detallado sobre el 

efecto de la presión de inyección del gas en la formación 

del núcleo, por lo que se consideraron casos de estudio con 

150, 200, 250 y 400 MPa de inyección del gas. En la 

Gráfica 2 se presenta el cambio en el volumen de gas 

inyectado en la cavidad para mayores valores de presión de 

inyección de éste. 

Volumen de gas (%) 

30 

25 

20 

15 

10 

5 

0 

0.5 s 

2 s 

10 s 

0 100 200 300 400 

Presión de gas (MPa) 

Gráfica 3. Variación del volumen del gas en función de 

la presión del gas. 

La Gráfica 2 permite evidenciar que existe un valor límite 

de presión por encima del cual el porcentaje de gas dentro 

de la cavidad presenta un valor constante. Emplear 

presiones de 100 ó 150 MPa para la inyección del gas, 

garantiza la formación de un núcleo interno de 24% de gas. 

CONCLUSIONES 

Mediante la técnica de inyección asistida por gas se 

podrían fabricar prótesis de pie dinámico con menor peso 

en comparación con la técnica del moldeo por inyección 

convencional o por mecanizado. Las condiciones de 

operación de este tipo de moldeo brindan ventajas a nivel 

de fabricación y proporciona al discapacitado un diseño de 

prótesis de bajo peso que no influiría de manera negativa 

en su capacidad de marcha. 

La presión de inyección de gas es la variable con mayor 

efecto sobre la formación en el núcleo de gas dentro de la 

cavidad, mientras que el tiempo de retardo genera cambios 

poco significativos sobre el volumen de éste. 

Próximos trabajos están referidos a evaluar los cambios 

en cuanto al desempeño para el retorno dinámico de 

energía de la componente protésica, luego de las 

modificaciones resultantes sobre el diseño original de una 

pieza completamente maciza a parcialmente hueca. 

REFERENCIAS 

[1] ISO8549-1:1989. Prosthetics and orthotics-Vocabulary- 

Part 1: General terms for external limb prostheses and 

external orthoses. 

[2] Figueroa R. and Müller-Karger C. (2009): Using FE for 

Dynamic Energy Return Analysis of Prosthetic Feet during 

design process, IFMBE Vol 24, pp 289-292. 

[3] Romero J. et al (2010): Análisis numérico en el diseño 

de un molde para prótesis de pie empleando herramientas 

de diseño (CAD) e ingeniería (CAE) asistidas por 

computadora, MECOM Vol XXIX, pp 6441-6454. 

[4] Candal M.V. et al (2013): Uso de programas basado en 

Elementos Finitos de moldeo por inyección de plástico 

para el análisis comparativo de materiales durante el 

diseño de prótesis de pie, V CCBIO, pp 47-53. 

[5] Nuñez A. et al (2011): Mecanizado de un Prototipo de 

prótesis de pie dinámico empleando Polioxido de Metileno, 

Rev. LatinAm. Metal. Mat.; S3: 38-39. 

[6] Avery J. (2001): Gas-Assist Injection Molding: 

Principles and Aplications. Editorial Hanser. 

[7] Chen L. et al (2008): A study on gas-assisted injection 

molding filling simulation based on surface model of a 

contained circle channel part, Journal of Materials 

Processing Technology 208, 90-98. 

[8] Qiang L. et al (2012): Numerical simulation of gasassisted 

injection molding using CLSVOF method, Applied 

Mathematical Modelling Vol 36 Iss 5, 2262-2274. 

[9] Peter K. and Rong Z. (2013): Additional Issues of 

Injection-Molding Simulation: Flow Analysis (Second 

Edition), pp 181-199. 

29


DISEÑO DE PRÓTESIS INTERFALÁNGICA PARA LOS MIEMBROS 

SUPERIORES 

Stefanny Cisneros 1 , Lilibeth Zambrano 2 . 

1 

Universidad Metropolitana 

2 

Universidad Simón Bolívar 

email: stefcisneroso@gmail.com, lzambrano@usb.ve 

RESUMEN 

La cirugía de sustitución articular interfalángica da solución a condiciones médicas crónicas, en este caso la Osteoartritis y la 

Artritis Reumatoide; mediante la colocación de una prótesis articular se resuelve el problema de movimiento y dolor que causan 

las mencionadas condiciones. El objetivo fundamental de este trabajo fue realizar un diseño conceptual de una prótesis para 

sustituir la articulación interfalángica proximal. A través de la investigación metodológica elaborada en tres etapas, se pudo 

determinar cómo el costo de la prótesis influye directamente en la decisión del paciente de someterse a una cirugía de reemplazo 

articular. Por ello se tomó en consideración que el material a partir del cual se hace el prototipo se encuentre en el mercado 

nacional, disminuyendo así el costo de producción. La geometría de la prótesis imita la articulación que se encuentra entre la 

falange proximal y medial. Se diseñó de tal forma que el paciente tenga un amplio rango de movilidad y soporte las cargas 

usuales a las que se somete la articulación interfalángica proximal. 

Palabras clave: artritis reumatoide, diseño, interfalángica, prótesis, osteoartritis. 

INTRODUCCIÓN 

La osteoartritis (OA), también conocida como artrosis, 

es una condición crónica caracterizada por el desgaste del 

cartílago de las articulaciones. Mientras que, la artritis 

reumatoide (AR) es una forma común de artritis que causa 

inflamación en el revestimiento de las articulaciones que 

produce una reducción en el rango de movimiento, 

hinchazón y dolor en la articulación [1]. A nivel mundial 

entre el 0,5 y el 1% de la población sufre ya sea de 

osteoartritis o artritis reumatoide, y Venezuela no es la 

excepción [2]. 

Para el tratamiento de estas condiciones se presentan 

dos vías u opciones, la artrodesis y la cirugía de reemplazo 

articular. La artrodesis consiste en fijar dos piezas 

óseas, de forma tal que la articulación queda fija o 

anclada, a través de una intervención simple [3]. La 

cirugía de sustitución articular, es una intervención 

quirúrgica en la que se sustituye el cartílago que se 

encuentra entre la falange proximal y la falange media por 

una prótesis [4]. 

El mercado de prótesis en Venezuela está circunscrito 

en su mayoría a productos importados. Actualmente, 

existe una merma de estos productos, específicamente de 

las prótesis para la articulación interfalángica proximal, lo 

cual afecta directamente a los pacientes que padecen OA y 

AR. También, al ser productos de importación sus costos 

son elevados. Es importante destacar que muchos de 

los pacientes deciden someterse a una Artrodesis, aunque 

esto implique perder parcialmente la movilidad del dedo, 

motivados al costo de la operación. 

La propuesta de esta investigación es desarrollar un 

diseño conceptual que pueda producirse en el país, con 

materia prima de bajo costo y fácil obtención, para que el 

precio por pieza se reduzca de tal forma que no sea un 

impedimento al momento de la toma de decisiones por 

parte del usuario. 

METODOLOGÍA 

La investigación se realizó en tres fases: identificación 

de las necesidades del usuario, diseño conceptual de la 

prótesis, diseño detallado del prototipo (que incluye el 

análisis estático); como se describe a continuación. 

Diseño Conceptual 

Para lograr un producto de bajo costo y funcional se 

realizaron entrevistas y encuestas a los tres sectores 

involucrados en el desarrollo y uso del mismo: médicos, 

ingenieros y pacientes. Esta información, junto con la 

consulta a catálogos, permitió definir las funciones del 

diseño: 

1. Mantener unidas las falanges: proximal y media. 

2. Permitir una rotación o giro de 110⁰ entre las 

falanges proximal y media. 

3. Soportar la carga axial que generan los tendones y 

ligamentos sobre la articulación interfalángica 

proximal (IFP). 

30


Luego de un estudio de las opciones de materiales 

biocompatibles existentes en el mercado venezolano y la 

consulta a ingenieros especialistas en materiales, se definió 

el Polietileno de Ultra Alto Peso Molecular (en inglés 

UHMWPE) [5] como el material para este prototipo. Con 

estos datos se procedió a delimitar los requisitos de diseño, 

que se enumeran a continuación: 

1. Costo competitivo con respecto a prótesis 

comerciales. 

2. Debe contemplar un diseño biocompatible que se 

adapte a las normas y estándares de seguridad para 

el diseño de prótesis ISO 5834-1:2005 (Implantes 

para cirugía. Polietileno de Ultra Alto Peso 

Molecular parte1: Forma en polvo) y ISO 5834- 

2:2011 (Implantes para cirugía. Polietileno de Ultra 

Alto Peso Molecular parte 2: Formas moldeadas). 

3. Sus medidas deben coincidir con las de la 

articulación interfalángica proximal, es decir debe 

ser de tamaño reducido ya que debe entrar en el 

espacio entre las falanges media y proximal. 

4. El material debe estar disponible en el mercado 

nacional. 

5. El proceso de fabricación debe ser de bajo costo. 

6. En flexión debe soportar cargas de hasta 95 N. 

7. En extensión debe soportar cargas de hasta 17 N. 

8. Vida útil de al menos 10 años. 

9. Capaz de trabajar en líquidos viscosos (sangre). 

Diseño detallado 

Para dar inicio a esta siguiente fase, se elaboró la 

geometría del prototipo. Se propusieron tres diseños que se 

adaptan a la cavidad interfalángica; a través de un proceso 

de selección ponderada se evaluaron las alternativas bajo 

criterios como: estabilidad del prototipo, costo de 

fabricación e inserción del mismo. Como resultado de esta 

selección, se obtiene la alternativa 3 (mostrada en la figura 

1) como la propuesta a desarrollar. 

con criterios como: vinculaciones a tendones, patrones 

funcionales, grados de libertad de la articulación y la 

opinión de cirujanos; se escogió el dedo medio como el 

dedo modelo para el diseño. Basados en un estudio donde 

se realizaron mediciones de las falanges de individuos con 

desarrollo óseo completo (edades entre 18 y 69 años), se 

promedió el largo de la falange media [6]. 

La selección del material se realizó bajo 

recomendaciones de ingenieros especialistas en materiales, 

así como también a partir de las experiencias de médicos y 

pacientes. Se analizaron diferentes opciones de materiales, 

como acero quirúrgico, titanio, cerámicas y polietilenos. 

Para la elección final, los criterios de selección se basaron 

en las propiedades del material, su biocompatibilidad, la 

disponibilidad del mismo en el mercado nacional y 

experiencias de pacientes (si es que ya existiese una 

prótesis de dicho material). De esta manera, se identifica el 

Polietileno de Ultra Alto Peso Molecular (UHMWPE) 

como el material de fabricación del prototipo final. Las 

propiedades de este material se detallan en la Tabla 1. 

Con estos datos se procedió a realizar el diagrama de 

cuerpo libre de la falange media del dedo modelo (dedo 

medio o III). Por ser un hueso largo, que recibe cargas 

perpendiculares al eje longitudinal, podemos comparar su 

estructura con la de una viga; debido a esta similitud se 

analiza la falange media como una viga simplemente 

apoyada. Los vínculos son una articulación plana y un 

rodillo; la articulación interfalángica proximal es una 

articulación con un grado de libertad, igual que una 

articulación plana. La articulación interfalángica distal es 

distinta, ya que esta tiene cierto grado de libertad en un 

plano más que la AIFP, por lo que es comparable con un 

rodillo. 

Se calcularon los esfuerzos de flexo-extensión a los que 

se somete la falange y se compararon con el esfuerzo 

admisible al cual se puede llevar el material. Al obtener 

que el material escogido, UHMWPE, resiste la carga, se 

continuó con el diseño básico. 

Tabla 2: Propiedades del UHMWPE [4] 

Peso especifico 

0.93 gr/cm3 

Resistencia a la tracción 200 Kg/cm² 

Resistencia a la compresión 45/80 Kg/cm² 

Modulo de elasticidad 6000 Kg/cm² 

Figura 1: (a) Alternativa 1, (b) Alternativa 2, 

(c) Alternativa 3 

A continuación se realizó un análisis estático, para el 

cual se hizo pertinente el definir un dedo donde se 

colocaría la prótesis, debido a los diferentes tamaños de las 

falanges entre los dedos. En una matriz de ponderación y 

Para el proceso de diseño se tomaron en cuenta la forma 

y estructura de la cavidad medular de las falanges para 

darle forma a los vástagos que serán insertados en estos. 

Una forma piramidal es la ideal para esto, ya que permite la 

estabilidad de la prótesis en la articulación, así como menor 

invasión a la medula ósea. 

Con las medidas promedio de las falanges y la 

geometría planteada por la alternativa 3 (Figura 1 (c)), se 

generan las estructuras que serán insertadas dentro de las 

falanges proximal y media. La forma de bisagra que 

31


presenta el prototipo (ver Figura 2) permite movimientos 

de flexo-extensión que imitan la anatomía y fisiología de la 

articulación interfalángica proximal. 

Figura 4: Prototipo prótesis interfalángica proximal. 

RESULTADOS 

Figura 3: Falanges media y proximal. 

Del análisis estático, resultan los valores presentados en 

la Tabla 2, que confirman la resistencia de la prótesis a las 

solicitaciones evaluadas. 

Tabla 2: Resultados del análisis estático 

Promedio de la Inercia de 

la sección transversal del 

prototipo. 

Esfuerzo máximo en 

Flexión 

Esfuerzo máximo en 

Extensión 

26.2484375 mm⁴ 

22.3336625 N/mm² 

(0,68 kg/cm 2 ) 

11.4570172 N/mm² 

(0,35 kg/cm 2 ) 

El resultado es un prototipo de prótesis interfalángica 

proximal que consta de tres piezas: un pasador y dos piezas 

que se insertan una en la falange media y la otra en la 

falange proximal. Puede observarse con detalle en la Figura 

3. 

Esta estructura permite una inserción de mayor 

comodidad para el cirujano. Por las características de su 

material y la forma que presenta se plantea que el proceso 

de fabricación sea el de moldeo por compresión. 

Se realizó la construcción del prototipo final por 

impresión 3D de ABS (Acrylonitrile butadiene styrene), de 

esta manera se comprobó su funcionamiento mecánico. 

Figura 4: Prototipo final 

El proceso de inserción que propuesto para este 

prototipo implica un abordaje dorsal para la incisión 

primaria. Con este método se procuran conservar intactos 

los ligamentos de los dedos, de esta forma el tiempo de 

recuperación es menor. Otra ventaja del abordaje dorsal es 

que al no diseccionar el tendón, no existe la necesidad de 

su reconstrucción lo que implica una reducción en las 

probabilidades de fallar del implante. 

CONCLUSIONES 

- El estudio de la anatomía y biomecánica de la 

articulación interfalángica proximal, permitió 

caracterizar el movimiento de flexo-extensión vital para 

el agarre y prensil de la mano, esencial para definir el 

funcionamiento de la prótesis interfalángica proximal. 

32


- El diseño final seleccionado para la prótesis 

interfalángica proximal reune un conjunto de 

consideraciones relacionadas con todos los usuarios, 

tanto los médicos cirujanos como los pacientes. Tales 

consideraciones ofrecen como resultado el prototipo 

presentado. 

- El biomaterial seleccionado fue el Polietileno de Ultra 

Alto Peso Molecular, ya que sus características físicas, 

químicas y mecánicas se adaptan a las necesidades de la 

articulación. Así mismo, es un material que se 

encuentra en el mercado venezolano. 

- Las funciones y requisitos de diseño permitieron 

obtener una geometría que por su forma permite la 

flexión y extensión de la articulación interfalángica 

proximal. 

- El prototipo presentado se diseña para soportar los 

esfuerzos calculados a los que se somete la articulación 

interfalángica proximal. 

REFERENCIAS 

[1] Rosales-Borjas, D., Arévalo, M. y Ortiz-Ortiz, L. 

(2009) Artritis Reumatoide: Importancia de los Antígenos 

Citrulinados en el Diagnostico del Padecimiento. 

Recuperado el: 3 de Febrero de 2014. Disponible en: 

http://www.saber.ula.ve/bitstream/123456789/31377/1/arti 

culo4.pdf 

[2] Gibofsky, A. (2012). Overview of epidemiology, 

pathophysiology, and diagnosis of rheumatoid arthritis. 

The American Journal of Managed Care, Vol. 18. 

Recuperado el: 3 de Febrero de 2014. Disponible en: 

https://www.pharmacytimes.org/pdf/201212-01a.pdf 

[3] Gray, H. (2008). Gray's Anatomy: The Anatomical 

Basis of Clinical Practice. (6ta Ed.). Londres: Elsivier. 

[4] Tecnología de los Plásticos (3 de Junio de 2014). 

Polietileno De Ultra Alto Peso Molecular. Recuperado el 

23 de agosto de 2014. Disponible en: 

http://tecnologiadelosplasticos.blogspot.com/2011/06/polie 

tileno-de-ultra-alto-peso.html 

[5] Centro de la Mano, Universidad de Washington. (s.f.). 

PIP Arthroplasty. Recuperado el 21 de septiembre de 2014. 

Disponible en: 

http://depts.washington.edu/uwhand/Procedures/hand/PIP_ 

Arthroplasty.php 

[6] Binvignat, O; Almagià, A.; Lizana, P. y Olave, E. 

(2012) Aspectos Biométricos de la Mano de Individuos 

Chilenos. International Journal of Morphology, Vol 30, pp. 

599-606. Disponible en: 

http://www.scielo.cl/scielo.php?pid=S0717- 

95022012000200040&script=sci_arttext&tlng=pt 

33

Diagnóstico


RM- 1 H CEREBRAL EN NÚCLEO FAMILIAR CON ANTECEDENTES DE 

ESQUIZOFRENIA, AUTISMO Y DIAGNÓSTICO DE SÍNDROME DE 

BLEULER 

Torres Carolina 1 , Silva Ricardo 1 , Juaníco-Martínez Sofía 2 , García María Ariana 3 

1 Universidad Simón Bolívar 

2 Instituto Montenegro 

3 

Clínica Sanatrix 

e-mail: tr.torres@gmail.com, grupomontenegro@gmail.com, rjsilvab@gmail.com, magarciacastillo@gmail.com 

RESUMEN 

Se introduce un protocolo técnico de RM- 1 H a fin de contribuir con la imagenología al mejor diagnóstico y posterior 

tratamiento posibles en el Síndrome de Bleuler. Con un sistema Philips de 1.5T se evalúa estructura y metabolismo cerebral 

en 4 adultos de la misma familia con antecedentes de Esquizofrenia, Autismo y Diagnóstico de Síndrome de Bleuler, que 

son comparados con 4 adultos sanos control. Se esperan alteraciones concurrentes en los pacientes del núcleo familiar 

(AQ+) y divergentes con respecto al Grupo Control (AQ-). Los resultados muestran disminución de los hipocampos del 

Grupo Paciente de mayor edad respecto a Grupo Control. En las pacientes AQ+ se observaron pequeñas hiperintensidades y 

alteración de la relación mI/Cre respecto a valores referenciales en las regiones prefrontal derecho, hipocampo derecho, 

hipocampo izquierdo, amígdala derecha. Se demuestra la ausencia de Demencia, presencia de Trastorno Metabólico 

Cerebral; y, posible condición genética. 

Palabras Clave: Esquizofrenia, Autismo, Síndrome de Bleuler, RM- 1 H. 

INTRODUCCIÓN 

El Síndrome de Bleuler (SB), también llamado Trastorno 

Biocognitivo (TB), es un Diagnóstico Diferencial por 

medio del cual quedó evidenciado que la Esquizofrenia y el 

Autismo ––así como otras patologías como la Bipolaridad, 

Hiperactividad o Déficit de Atención–– son entidades 

libres de Demencia e idénticas en su patogénesis, es decir: 

en su origen, síntomas y curso. Explicado de otro modo: la 

clínica realizada pudo demostrar que las mencionadas 

afecciones son de etiología orgánica y/o biológica, 

eventualidad que tiene la capacidad de impactar ––en 

segundo término–– el sistema cognitivo del sujeto que las 

padece alterando su conducta [1] [2] [3]. 

El Síndrome de Bleuler fue presentado en el año 2011 

por la investigadora Sofía Juaníco-Martínez, y publicado 

por la revista Archivos Venezolanos de Psiquiatría y 

Neurología bajo el título: El Síndrome de Bleuler: un nuevo 

modelo nosológico donde se agrupan las entidades 

Esquizofrenia, Autismo y otras patologías asociadas [1] 

[2]; y, en el año 2013, por Sofía Juaníco-Martínez junto al 

Dr. Ricardo José Silva Bustillos en la publicación científica 

indexada “La Revista” órgano divulgativo de la Facultad 

de Ciencias Médicas de la Universidad de Guayaquil, 

Ecuador, bajo el título: “El Síndrome de Bleuler: Una 

nueva interpretación sobre la Esquizofrenia y el Autismo” 

[3]. 

La historia científica registra que los vocablos 

Esquizofrenia y Autismo fueron dos neologismos 

presentados a la comunidad científica en 1911 por el 

psiquiatra suizo Paul Eugen Bleuler [4]. 

Bleuler utiliza el término Esquizofrenia para dar 

nombre a una nueva patología médica ––que por primera 

vez en la historia de la psiquiatría estaría libre de demencia 

(deterioro cerebral)––, y por la cual la conducta del 

individuo se veía alterada por una “escisión del proceso 

psíquico”, es decir, por una falla en el metabolismo del 

cerebro. Mientras que, con el Autismo, el erudito identificó 

a uno de los síntomas más severos de la Esquizofrenia, o lo 

que sería lo mismo: la Esquizofrenia nació como la entidad 

nosológica y el Autismo como uno de los síntomas de ésta. 

Por su parte, el Síndrome de Bleuler nace como 

Diagnóstico Diferencial a partir del análisis y demostración 

de la plena vigencia de los postulados originales de la 

Esquizofrenia y Autismo de Bleuler [3]; ahora, con el uso 

de las nuevas tecnologías. 

En la actualidad, el Diagnóstico Diferencial del 

Síndrome de Bleuler ha evidenciado su validez al poder 

diagnosticar adecuadamente a personas adultas ––que 

generalmente poseen varias catalogaciones previas como: 

Autismo, Síndrome de Asperger, Bipolaridad, Déficit de 

Atención, Depresión, Adicción, Hiperactividad y otras–– 

quienes luego de recibir un tratamiento adecuado a su 

condición, y en un tiempo prudencial (12 a 18 meses) 

logran disfrutar, por primera vez en la vida, de niveles 

óptimos de control y con ello de autorrealización familiar, 

afectiva, social y productiva. 

35


Ahora bien, dado que el gran aporte a la humanidad del 

psiquiatra Paul Eugen Bleuler fue demostrar la existencia de 

enfermedades mentales libres de Demencia, y el mayor 

error diagnóstico en la clínica psiquiátrica y psicológica 

actual insólitamente es el mismo que sucedía en tiempos de 

Bleuler (hace cien años) es decir, se sigue confundiendo la 

conducta de personas con desintegración mental 

(Demencia) con las que no la tienen ––lo que afecta 

especialmente al ámbito de los llamados Trastornos 

Generalizados del Desarrollo––, se introduce un nuevo 

protocolo técnico en imagenología para el análisis del 

Síndrome de Bleuler que permite descartar la ausencia de 

daños en la estructura (ausencia de Demencia); demuestra 

la presencia de alteraciones metabólicas cerebrales 

(presencia de Esquizofrenia), así como una posible 

condición genética, con lo cual los autores pretenden 

contribuir ––utilizando la imagenología–– a la constitución 

de métodos de diagnóstico verdaderamente precisos y con 

ello al establecimiento de las mejores opciones de 

tratamiento posible. 

METODOLOGÍA 

A. Muestra 

La muestra denominada Grupo Paciente (GP) está 

compuesta por cuatro mujeres con edad de 53±19.66 años 

que para este estudio serán identificadas con las 

abreviaciones: P-35, P-37, P-69, P-71 en este orden (el 

número que sigue a la letra “P” hace referencia a la edad de 

la persona objeto del estudio). 

El GP fue seleccionado por pertenecer a una misma 

familia con cuatro generaciones en las que se han realizado 

diagnósticos de: Esquizofrenia, Autismo, Déficit de 

Atención, Trastorno Bipolar, Adicción al Alcohol y 

Retardo Mental. Los resultados de los estudios realizados 

sobre el GP se comparan con la Muestra denominada 

Grupo Control (GC) compuesta por cuatro mujeres con 

edad de 47.75±17.46 años que para este estudio serán 

identificadas con las abreviaciones: C-29, C-37, C-60 y C- 

65, las cuales poseen las siguientes características: 

 

 

 

 

 

 

Género: femenino. 

Edades cronológicas similares al GP. 

Nivel educativo similar a GP. 

Exentas de trastornos psicológicos o psiquiátricos. 

Sin antecedentes familiares de Esquizofrenia, 

Autismo u otras patologías psiquiátricas. 

Libres de consumo de sustancias psicotrópicas, 

cigarrillos, alcohol o drogas. 

En la Taba I se resumen las características de la muestra. 

Participante 

y Grupo 

Tabla I. Características de la muestra 

Edad 

(años) 

Medicación 

Diagnóstico 

previo/Diagnóstico 

actual 

Paciente (P) 

P-35 35 Bromazepam Esquizofrenia/ 

Esquizofrenia y 

Síndrome de Bleuler 

P-37 37 Bromazepam Autismo/Autismo y 


P-69 69 Ninguna No posee 

P-71 71 Ninguna No posee/ 

Esquizofrenia y 


Control (C) 

C-29 29 Ninguna -- 




B. Cuestionario y Consentimiento Informado 

Cuestionario AQ. Se aplica el Cuestionario “Cociente de 

Espectro Autista (AQ: Autism Spectrum Quotient)” de los 

investigadores 

Baron-Cohen y Wheelwright, 

para cuantificar los posibles rasgos autistas en GP y GC. El 

Cuestionario AQ también ha demostrado su validez para 

diferenciar TEA, Síndrome de Asperger y Esquizofrenia [5, 

6, 7, 8]. 

Para la aplicación de las Técnicas e Instrumentos 

empleados en esta investigación ––y en cumplimiento a la 

normativa vigente del Fondo Nacional de Ciencia, 

Tecnología e Innovación [9]–– el GP y el GC suscribieron 

individualmente el correspondiente Consentimiento 

Informado. 

C. Adquisición y análisis de IRM 

Las imágenes fueron obtenidas en el Centro Compañía 

Anónima Resonancia Magnética (CAREMA), ubicado en 

la ciudad de Caracas, Venezuela, con un sistema de 

Resonancia Magnética de Protones de Hidrógeno (RM- 1 H) 

marca Philips modelo Achieva 1.5T, con bobina de cráneo 

con 4 canales de recepción de Radiofrecuencia (Sense 

Head Coil 1.5T). 

Para visualización de IRM, las observaciones fueron 

realizadas en Estaciones de Trabajo con las herramientas 

del software de aplicación Philips Release 2.6.3. 

Para los cálculos volumétricos de las partes del encéfalo 

se usó el programa Freesurfer, versión 5, en un procesador 

de 2.5GHz con 8 GB de DDR SDRAM, el software está 

disponible y gratuito en internet 

(http://surfer.nmr.mgh.harvard.edu/), el cual consiste en un 

conjunto de herramientas automatizadas para la 

reconstrucción de la superficie cortical del cerebro y 

segmentación de regiones a partir de data de IRM extraída 

36


de la secuencia T1-ponderado 3D, obtenida en el mismo 

sistema de RM- 1 H. 

En la Tabla II se aprecia la información de secuencias y 

parámetros de adquisición del protocolo para IRM. 

Tabla II. Protocolo de IRM 

*Tiempo de Inversión (TI) = 400 ms. ᶲÁngulo de inclinación (flip angle) 

= 7° para volumetría con el software Freesurfer. 

D. Adquisición y análisis de ERM 

Para los estudios de ERM se utiliza el método de 

adquisición de eco estimulante o STEAM (STEAM: 

Stimulated Echo Acquisition Mode, por sus siglas en 

inglés) que maneja un tiempo de eco más corto, tiene una 

mejor supresión del agua, y es capaz de identificar más 

metabolitos. El volumen de los vóxeles se encuentra en la 

Tabla III. Se utiliza un tiempo de eco corto de 31 

milisegundos (TE = 31 ms). 

RESULTADOS 

Los resultados de los informes estructurales según 

observación del médico radiólogo no reportan alteraciones 

morfológicas en GP y GC. No se encontraron evidencias de 

eventos isquémicos hiperagudos ni subagudos basado en 

difusión y mapeo ADC. Los resultados de la medición 

volumétrica soportan algunas diferencias reportadas que 

han sido asociadas con Esquizofrenia y Autismo [11], 

como la reducción del volumen de los hipocampos y 

alargamiento ventricular, entre otras. Sin embargo, no se 

tienen evidencias suficientes que relacionen estas 

diferencias con condición degenerativa de la estructura. 

Adicionalmente, estudios anteriores observaron que las 

alteraciones estaban presentes en pacientes con un primer 

brote de enfermedad y los estudios longitudinales 

determinaron que la dilatación ventricular relativa no se 

incrementa a lo largo del tiempo [12]. 

Se detectan pequeños focos de Hiperintensidades en 

sustancia gris y sustancia blanca en las féminas P-35, P-37 

y P-71 del grupo paciente, como los que se muestran en la 

figura 1, lo que podría indicar una característica a tomar en 

cuenta en futuras investigaciones; igualmente, comparando 

con los resultados obtenidos de la aplicación del 

cuestionario AQ, se observaron hiperintensidades en las 

pacientes que presentaron los puntajes más altos en el 

cuestionario AQ. 

Tabla III. Protocolo de ERM 

Fueron analizados los picos de los metabolitos, N- 

Acetil-Aspartato (NAA) a 2.0 ppm, Colina (Cho) a 3.2 

ppm, Creatina (Cre) a 3.0 ppm, Lípidos (Lip) entre 0,9 y 

1,3 ppm, Lactato (Lac) a 1.3 ppm, mioinositol (mI) a 3.56 

ppm, complejo glutamina-glutamato (Glx) a 2.1-2.4 ppm; 

para ello se tuvo en cuenta las relaciones de metabolitos, 

tomando la Cre como referencia. Usar un metabolito como 

referencia permite cuantificar la concentración de 

metabolitos, y se ha sugerido que la sumatoria de Cr y 

fosfocreatina es relativamente constante en el cerebro 

humano [10]. 

Figura 1. Dos focos de hiperintensidad de señal en la 

sustancia blanca profunda periatrial circundante a las 

astas occipitales: a) foco de 3.6 mm en el lado izquierdo 

y b) foco de 4.6 mm en el lado derecho; en P-35. 

Con los resultados obtenidos en ERM es descartada la 

presencia de desintegración cerebral y Demencia en el 

grupo paciente debido a que no existen alteraciones 

morfológicas de mayor relevancia en conjunto con 

disminuciones del metabolito NAA/Cre y aumento del 

metabolito Cho/Cre. En tanto, se evidencia en el GP el 

valor de la relación mI/Cre sobre el rango normal de 

Danielsen y Ross [13] y valores referenciales de Carema, 

C.A., en las regiones de prefrontal derecho, hipocampo 

37


derecho, hipocampo izquierdo, amígdala derecha, lo que 

indica alteración del metabolismo glial en estas zonas. 

CONCLUSIONES 

De la investigación teórica y técnica realizada pudo 

concluirse lo siguiente: 

 

 

 

Según resultados de IRM realizados a GP, los 

cuales fueron cotejados con GC, literatura y 

antecedentes: se concluye que GP presenta una 

estructura cerebral conservada. 

Según resultados de ERM realizados a GP, los 

cuales fueron cotejados con GC, literatura y 

antecedentes: se concluye que GP presenta 

alteración de metabolismo cerebral, en cada uno 

de los miembros de este grupo. 

Según resultados del estudio del Ámbito Nuclear, 

Entrevistas, aplicación de Cuestionarios y pruebas 

de IRM y ERM realizadas a GP, que fueron 

comparados con GC, literatura y antecedentes: 

puede sugerirse que el trastorno padecido por GP 

es hereditario. 

El cuadro conclusivo de la presente investigación –– 

ratifica–– que el Diagnóstico Diferencial del SB es 

acertado en cuanto a la ausencia de daños en la 

estructura; presencia de alteraciones en el metabolismo 

cerebral y posible condición genética. 

RECONOCIMIENTO 

Esta investigación fue posible gracias al valioso aporte de 

CAREMA por permitir usar los equipos para la adquisición 

de los estudios. 

REFERENCIAS 

[1] Juaníco-Martínez, S. (2011): El Síndrome de 

Bleuler: un nuevo modelo nosológico donde se 

agrupan las entidades esquizofrenia, autismo y 

otras patologías asociadas, Archivos 

Venezolanos de Psiquiatría y Neurología, Edición 

Julio/Diciembre, Vol. 57, Nro.117, pp. 6-23. 

[2] Juaníco-Martínez, S. (2012): El Síndrome de 

Bleuler: un nuevo modelo nosológico donde se 

agrupan las entidades esquizofrenia, autismo y 

otras patologías asociadas (Parte II), Archivos 

Venezolanos de Psiquiatría y Neurología, Edición 

Julio/Diciembre, Vol. 58, Nro.119, pp 18-25. 

[3] Juaníco-Martínez, S., Silva, R. (2013): El 

Síndrome de Bleuler: una nueva interpretación 

sobre la Esquizofrenia y el Autismo, La Revista, 

Edición Abril/Junio, Vol. 16, Nro.2, pp 8-14. 

[4] Bleuler, E. (1960): La Demencia Precoz o el 

Grupo de las Esquizofrenias, Editorial Horme. 

Buenos Aires, Argentina. 

[5] Baron-Cohen, S., Wheelwright, S., Skinner, R., 

Martin, J., Clubley, E. (2001): The Autism- 

Spectrum Quotient (AQ): Evidence from Asperger 

Syndrome/High-Functioning Autism, Males and 

Females, Scientists and Mathematicians, Journal 

of Autism and Developmental Disorders, Vol. 31, 

N° 1, pp 5-17. 

[6] Wouters, S., Spek, A. (2011): The use of the 

Autism-spectrum Quotient in differentiating highfunctioning 

adults with autism, adults with 

schizophrenia and a neurotypical adult control 

group, Research in Autism Spectrum Disorders, 

Vol. 5, N° 3, pp 1169-1175. 

doi:10.1016/j.rasd.2011.01.002. 

[7] Baron-Cohen, S.; Wheelwright, S. (2004): The 

Empathy Quotient: An Investigation of Adults with 

Asperger Syndrome or High Functioning Autism, 

and Normal Sex Differences, Journal of Autism 

and Developmental Disorders, Vol. 34, Nº 2, pp 

163–175. 

[8] Wheelwright, S., Auyeung, B., Allison, C., Baron- 

Cohen, S. (2010): Defining the broader, medium 

and narrow autism phenotype among parents 

using the Autism Spectrum Quotient (AQ), 

Molecular Autism, 1:10. doi:10.1186/2040-2392- 

1-10 

[9] Ministerio del Poder Popular para Ciencia, 

Tecnología e Industrias Intermedias (2008): 

Código de Bioética y Bioseguridad, Fondo 

Nacional de Ciencia, Tecnología e Innovación, 

Edición 3, Venezuela. 

[10] Barker, P. (2004): Fundamentals of MR 

spectroscopy, Sección 1, pp 7-26. En: Gillard, J., 

Waldman, A., Barker, P. (2004): Clinical MR 

Neuroimaging: Diffusion, Perfusion and 

Spectroscopy, Cambridge University Press, UK, 

853 páginas. 

[11] Gaser, C., Nenadic, I., Buchsbaum, B., Hazlett, E., 

Buchsbaum, M. (2004). Ventricular Enlargement 

in Schizophrenia Related to Volume Reduction of 

the Thalamus, Striatum, and Superior Temporal 

Cortex, American Journal of Psychiatry, Vol. 161, 

pp 154–156. 

[12] Ortuño, F., Soutullo, C., Pla, J., Molero, P., 

Landecho, I., Rapado, M. (2005): Avances de la 

investigación biológica en la esquizofrenia: 

aportaciones de Neuroimagen funcional, Rev. 

Med. Univ. Navarra, Vol. 49, Nº 2, pp 16-23. 

[13] Danielsen, ER., Ross, B. (1999): Magnetic 

resonance spectroscopy diagnosis of neurological 

diseases, Editor Marcel Dekker, Inc. 

38

Ingeniería Clínica


¿CÓMO MEJORAR LA CALIDAD DE LOS SERVICIOS MÉDICOS EN 

VENEZUELA? 

Mijares-Seminario, Rodrigo 1 , Rincón Elena 2 , Hernández Leicy 1 , Quintero Lercy 3 , Valero Carlos 4 

1 

Dpto. de Tecnología de Procesos Biológicos y Bioquímicos de la USB 

2 

Unidad de Políticas Públicas de la USB 

3 

Dpto. de Electrónica y Circuitos, USB 

4 

Dpto. de Procesos y Sistemas de la USB 

e-mail: rmijares@usb.ve 

RESUMEN 

Mediante una metodología desarrollada por la Organización Panamericana de la Salud (OPS 2001), basada en las 

Funciones Esenciales de Salud Pública (FESP), se evaluó el desempeño de las autoridades sanitarias del Ministerio de Salud 

de Venezuela. El propósito fue identificar las fortalezas y debilidades de la estructura de salud pública. La “Garantía y 

mejoramiento de la calidad de servicios de salud individuales y colectivos” obtuvo el menor puntaje (0,06), el promedio para 

América Latina fue de 0,21. Método: con la finalidad de conocer las mejoras en esa débil función esencial, se analiza la 

página web del MPPS, el Plan Nacional de Salud 2014-2019 y nuestras investigaciones. Resultados: Se pudo evidenciar que 

las políticas para mejorar la morbimortalidad no han sido discutidas con las sociedades científicas y universidades públicas. 

Igualmente, la publicación en dicha página web es incompleta y no tienen una garantía de cumplimiento en sus 

establecimientos. 

Palabras Clave: evaluación, desempeño institucional, calidad, gestión de las tecnologías en salud. 

INTRODUCCIÓN 

El objetivo del trabajo es la de presentar un a porte a la 

solución de las precaria situación de los servicios médicos. 

Es decir, en primera instancia nos limitaremos a la medicina 

curativa, en otros trabajos mencionaremos la medicina 

preventiva, predictiva y de promoción a la salud. La Calidad 

de los Servicios de Salud (CSS) para Lohr [1] se entiende 

como: “El grado en el cual los servicios de salud para 

individuos y poblaciones mejoran la posibilidad de lograr 

los resultados deseados en salud y son congruentes con los 

conocimientos profesionales actuales” 

Para los autores la CSS es el cumplimiento de los 

protocolos médicos (medicina por evidencia, insumo 

fundamental para el desarrollo de políticas públicas), 

acompañados con la tecnología apropiada, con un bajo 

riesgo de infecciones intrahospitalaria y una percepción del 

paciente en cuanto a la atención por parte de los médicos y 

enfermeras. 

La definición de Políticas Públicas: son los que expresan 

de manera directa los intereses colectivos y que favorecen 

los consensos sociales. Por tal motivo, disminuir la 

morbimortalidad y contribuir así al mejoramiento de las 

condiciones de salud de la población constituye una meta 

que toda sociedad desea alcanzar [2]. 

La CSS se encuentra consagrada en diferentes 

instrumentos legales del país. La Constitución Nacional [3] 

en sus artículos 83 y 84. De igual forma, la Ley Orgánica 

del Sistema de Seguridad Social en su art. 18 [4] y La Ley 

Orgánica del Sistema Venezolano para la Calidad [5]. 

Conocidos estos antecedentes, la OPS emprendió el 

proyecto denominado “Medición del Desempeño de las 

Funciones Esenciales de Salud Pública” (FESP) a todos los 

países de la América. En febrero 2001, se realizó en Caracas 

la evaluación del Ministerio de Salud. El proceso de 

evaluación fue realizado por setenta y cuatro directores de 

línea del Ministerio y seis invitados externos a la 

institución, dos de los cuales pertenecían a la Universidad 

Simón Bolívar (USB) [6] 

La valoración de los resultados se expresa como: uno (1) 

“excelente”, se cumplen todos los preceptos, y cero (0) “no 

cumple”. La gráfica 1 muestra los resultados de la 

evaluación. Como puede observase, la FESP 9 denominada 

“Garantía y mejoramiento de la calidad de servicios de 

salud individuales y colectivos” fue la de menor 

calificación. Esta función esencial consta de cuatro 

indicadores (ver gráfico 2), a saber: a) Definición de 

estándares para el mejoramiento de la calidad de los 

servicios de salud individuales y colectivos (puntaje de 

0,05); b) Mejoría de la satisfacción de los usuarios con los 

servicios de salud (puntaje de 0); c) Sistema de gestión 

tecnológica y de evaluación de tecnologías en salud para 

apoyar la toma de decisiones en salud pública (puntaje de 

0,20) y d) Asesoría y apoyo técnico a los niveles 

40


subnacionales de salud para asegurar la calidad de los 

servicios (puntaje de 0). Tomando en cuenta estas 

circunstancias se decide como objetivo de este trabajo, 

evaluar en agosto del 2014 lo realizado por el MPPS para 

mejorar la calidad de la asistencia médica. 

Gráfica 1. Resultados de la medición de las FESP [6] 

METODOLOGÍA 

Gráfica 2. Análisis de la FESP9 [6] 

Para conocer lo realizado por el MPPS se revisará la 

página web de dicho Ministerio y tomando en cuenta el 

conocimiento previo que se tiene de la situación de la salud 

venezolana [7-11]. Igualmente se revisa el Plan Nacional de 

Salud 2014-2019 [12] 

La importancia de la pagina página web es en esencia 

una tarjeta de presentación digital del MPPS, un sitio donde 

se plasma su organización, políticas e información 

relevante. Por tal motivo, es esencial analizar su contenido 

para describir sus estrategias a corto, mediano y largo plazo. 

RESULTADOS 

Se analizan los cuatro indicadores que fundamentan la 

“Garantía y mejoramiento de la calidad de servicios de 

salud individuales y colectivos”. 

a) Definición de estándares para el mejoramiento de la 

calidad de los servicios de salud individuales y colectivos: 

se observan que hay once (11) políticas públicas o 

estándares definidas en la página web del MPPS. Muchas 

de esas políticas no están completas. Por ejemplo la 

Cardiovascular solo tiene la misión y visión, adolece de las 

estrategias para su mejoramiento, por otra parte, son poco 

conocidas en el ámbito de las sociedades científicas. 

Podemos evidenciar, que no fueron discutidas con las 

sociedades científicas y universidades públicas con 

ascendencia científica en el área de la salud. Igualmente se 

observa que no hay una garantía clara para su 

cumplimiento. Las directrices del Plan Nacional de Salud 

2014-2019 no mencionan para mejorar la salud el apoyo de 

las clínicas privadas y si basa su desarrollo en un espíritu 

integrador ideológico y filosófico en una red de comunas. 

b) Mejoría de la satisfacción de los usuarios con los 

servicios de salud: no existe en la página web alguna 

información que evidencie alguna forma de conocer la 

satisfacción de los usuarios que utilizan la red pública de 

salud (por ejemplo una encuesta). Aparentemente las 

comunas serían los portavoces de esa satisfacción. Lo que 

sería adverso a la real concepción de la satisfacción de los 

que utilizan la red de salud. 

c) Sistema de gestión tecnológica y de evaluación de 

tecnologías en salud para apoyar la toma de decisiones en 

salud pública: Si las decisiones de salud pública (políticas 

públicas) son muy precarias, ¿cómo generar la adecuación 

de tecnologías para las principales causas de mortalidad y 

morbilidad en el país?. En el Plan Nacional de Salud 2014- 

2019 se prevé crear organismos públicos en este campo, 

pero insistimos que debe ser bajo las premisas de cómo 

mejorar la morbimortalidad del venezolano. 

d) Asesoría y apoyo técnico a los niveles subnacionales de 

salud para asegurar la calidad de los servicios: si a nivel 

nacional no hay políticas públicas claras, discutidas y 

conocidas sería muy difícil el asesoramiento a los niveles 

subnacionales. 

Con los resultados aportados, a continuación y como un 

aporte a la discusión en la medicina curativa, podemos 

mejorar la situación de un servicio médico siguiendo los 

pasos descritos en la figura No. 1. A continuación la 

explicación detallada. 

En caso de que se requiera mejorar un hospital, 

especialmente un servicio médico, se requiere conocer los 

recursos con lo que cuenta (recursos humanos, planta 

física, equipamiento, costo por paciente o recursos 

41


financieros y los riesgos que están expuestos (infecciones 

intrahospitalarias). Posteriormente evaluamos el 

desempeño institucional del servicio médico, medido por 

su efectividad (cobertura y Calidad) [13], con base a un 

estándar o política. En cuanto a los procesos debemos 

definir el problema tipo “Fin”. Quiere decir la patología o 

patologías que deseamos mejorar el cumplimiento de la 

medicina por evidencia. 

Figura 1. Planificación para el mejoramiento de la 

calidad en los hospitales de Venezuela. 

Posteriormente debemos requerir los servicios o 

estándares que se van a mejorar en un futuro que debe estar 

en los próximos cinco años. Se calculan los recursos 

financieros que se deben disponer para acometer el 

proyecto (es un cálculo muy aproximado) y se determina si 

la institución tiene fuerza financiera para acometer el 

proyecto. 

Si es positivo, se proyecta el hospital futuro. Son cuatro 

los elementos fundamentales: el dimensionamiento de la 

estructura arquitectónica (puede ser una remodelación o 

una obra nueva). El plan de equipamiento, siguiendo las 

normativas nacionales e internacionales. El plan de 

desarrollo de e-salud en general, especialmente las historias 

clínicas digitalizadas las telecomunicaciones y 

telemedicina. Por último, desarrollar la cultura de la calidad 

al gestionar la institución con la filosofía de la ISO 

9001/2015 que uno de sus puntos fundamentales es el 

desempeño institucional. 

Para la ejecución de la metodología, la Unidad de 

Gestión de Tecnología en Salud (UGTS), adscrita a la 

Fundación de Investigación y Desarrollo (FUNINDES) de 

la Universidad Simón Bolívar (USB) se ha preparado en las 

Normas Internacionales ISO. Actualmente sus integrantes 

han realizado cursos sobre ISO 9001 y la 13.485. 

Igualmente a lo largo de la ejecución de más de 45 

proyectos a nivel nacional, estadal, municipal o 

instituciones privadas la UGTS se encuentra capacitada 

para comenzar a mejorar las instituciones de salud. 

CONCLUSIONES 

Se evidencia un compromiso en el ámbito internacional 

por mejorar la calidad de los servicios de salud. La UGTS, 

adscrita a FUNINDES de la USB propone una metodología 

para ser aplicada a los servicios médicos para mejorar la 

calidad de la asistencia médica. Indudablemente se 

requieren políticas públicas discutidas con los actores 

fundamentales del país para lograr su conocimiento y 

cumplimiento como el primer paso. Sin embargo, con el 

conocimiento de los estándares o medicina por evidencia se 

puede generar una mejoría sustancial en los hospitales 

públicos de Venezuela. 

Un largo camino se ha recorrido en la búsqueda por 

mejorar la calidad de los servicios de salud, sin embargo, 

estamos conscientes que aún queda mucho camino por 

recorrer y que la propuesta presentada es sólo el inicio de 

una nueva etapa en dicha búsqueda. 

REFERENCIAS 

[1] Lohr K. (1990). Medicare. A Strategy for Quality 

Assurance. Vol. I, Vol. II. Washington, DC: Institute of 

Medicine, National Academy Press. 

[2] Dunn, W. (1994). Public Policy Analysis: An 

Introduction. Segunda Edición, editorial Hall. University of 

Pittsburgh. EE.UU. 

[3] Constitución Nacional de la República Bolivariana de 

Venezuela. (2000). Caracas. Venezuela. 

[4] Ley Orgánica del Sistema De Seguridad Social (2000). 

Gaceta Oficial No. 3.054. Caracas. Venezuela. 

[5] Ley Orgánica del Sistema Venezolano para la Calidad 

(30 de diciembre de 2002). Gaceta Oficial de la República 

de Venezuela Nº 4 025. Caracas. 

[6] Mijares R; Lara L; Rincón E. (2002). Evaluación del 

Desempeño de las Funciones Esenciales de Salud Pública: 

Caso Venezuela. I Congreso Venezolano de Bioingeniería. 

Coro. Venezuela. 

[7] Lara-Estrella, L (1991). “Estudio Clínico sobre la 

Gestión Tecnológica en el Sector Salud Venezolano”. 

Trabajo de ascenso no publicado. Universidad Simón 

Bolívar. Caracas. 

[8] Lara-Estrella, L (1991). El Mantenimiento como parte 

integrante de la Gerencia y Gestión Tecnológica en el 

Ámbito Hospitalario. Documento presentado a la Comisión 

42


de Asuntos Sociales del Senado de la República de 

Venezuela. Caracas. 

[9] Mijares-Seminario, R. (1995). “La Tecnología 

Hospitalaria en Venezuela”. III Coloquio Venezolano de 

Bioingeniería. Caracas: Venezuela. 

[10] Mijares-Seminario, R y Lara-Estrella, L. (1997). 

Establishment of a Clinical Engineering Department in a 

Venezuelan National Reference Hospital. Journal of 

Clinical Engineering, , vol 22, No. 4 pp 239-248 

July/August. 

[11] Mijares-Seminario, R y Lara-Estrella, L. (2001). La 

Infraestructura de los Hospitales Venezolanos. Congreso 

Latinoamericano de Ing. Biomédica. La Habana, Cuba. 

[12] MPPS (2014) Plan Nacional de Salud 2014-2019. 

Página web del MPPS. Caracas. Página web del MPPS 

http://www.mpps.gob.ve/ 

[13] Mijares R, Rincón R, Azpúrua L, Reyes R. (2014) 

“Aumento de la cobertura en detrimento de la Calidad de la 

Atención en un Servicio de Cardiología: estudio de caso en 

Caracas-Venezuela” Revista Gaceta Médica de Caracas. 

122 (2): 107-114. 

43


PLATAFORMA WEB PARA LA GESTIÓN TECNOLÓGICA DEL ÁREA 

QUIRÚRGICA DE LA CLÍNICA VIRGEN DE GUADALUPE C.A DEL ESTADO 

FALCÓN. 

M.F. Tena, L.A. Chirinos 

Universidad Nacional Experimental “Francisco de Miranda”. 

e-mail: leodres@gmail.com 

RESUMEN 

La Clínica Virgen de Guadalupe C.A es una institución de servicios de salud que invierte considerablemente en 

equipamiento para el área quirúrgica, en conformidad con su visión estratégica que correlaciona la calidad de sus servicios 

con la tecnológica médica. Pese a que la institución considera a la tecnología como importante; no contempla en su esquema 

organizacional un modelo de gestión de tecnologías que permita obtener datos relevantes del equipamiento médico, para 

orientar la toma de decisiones en la implementación de una Gestión de Tecnología Médica. El desarrollo de una plataforma 

web basada en PHP, con interfaz amigable contribuye al actual modelo gestión de la institución, proporcionando datos para 

el desarrollo de indicadores de gestión, que facilitan la ejecución de acciones sistemáticas del trabajo gerencial y a los 

prestadores de servicio de mantenimiento; considerando la relación costo/beneficio, promoviendo la eficacia y eficiencia de 

la gestión, y la calidad del servicio clínico. 

Palabra Clave: Tecnología Médica, Gestión Tecnológica, Software, Calidad. 

INTRODUCCIÓN 

Los centros asistenciales de salud han centrado sus 

esfuerzos en mejorar los servicios y la calidad de atención 

principalmente en los aspectos médicos y administrativos, 

sin embargo, son más las instituciones de salud que 

fundamentan la calidad de sus servicios en la tecnología 

que ellos posee, hecho que es considerablemente razonable 

debido a la cantidad de nuevas tecnologías médicas que día 

a día se desarrollan y los grandes beneficios que estás 

ofrecen. Según L. Estrella [1] se calcula que existen 

actualmente 50.000 tipos diferentes equipos médicos y 

cada año se agregan unos 5.000 más a la lista de nuevas 

tecnologías, lo que ha introducido la necesidad de 

gestionarlas eficazmente. L. Vilcanhuamán, R Rivas [2] 

mencionan que el término gestión tecnológica hace 

referencia a variedad de actividades que tiene como 

propósito asegurar el uso óptimo de los recursos 

tecnológicos con que cuenta una institución de salud, esto 

son el equipamiento médico, los sistemas de comunicación 

y planta física, a su vez tal gestión vela por el confort y la 

seguridad de los pacientes y usuarios de la institución. 

Hoy en día la atención de salud no solo es trabajo de los 

médicos sino de aquellos que están capacitados para la 

gestión de la tecnología médica sobre la cual los médicos 

soportan sus actividades. Los procesos de gerencia 

tecnológica han abierto un camino para obtener mayores 

beneficios de la tecnología médica. Sin embargo, G. 

Powell-Cope, A. L. Nelson, E. S. Patterson [3] señalan que 

la tecnología médica ha venido a ser parte de la solución de 

atención en el cuidado asistencial de los pacientes y a la 

vez parte del problema actual a nivel mundial; mencionan 

cuatro principales factores que disminuyen la capacidad de 

aprovechamiento de los beneficios de las tecnologías 

médicas, entre los que destacan un inadecuado plan para la 

implementación de nuevas tecnologías a la práctica médica 

y un incorrecto plan de mantenimiento, lo que sugiere que 

si estas dos existiesen, entonces el beneficio percibido a 

través de estas serían mayores. Como se mencionó 

anteriormente, debido a la variedad tecnológica existente, 

es necesario gestionarlas de manera eficaz, en miras a 

prestar un servicio de calidad que satisfaga las necesidades 

de los usuarios y pacientes. 

El avance de los sistemas informáticos hoy en día, ha 

evolucionado eficientemente la manera en que se almacena 

y procesa la información favoreciendo la gestión 

tecnológica, referente a ello T. Cohen, N. Cram [4] 

comentan que los Sistemas de Gestión de Mantenimiento 

Computarizado (CMMS) se han vuelto una herramienta 

útil para el soporte de la tecnología. Aun si se habla de la 

gestión de pequeñas empresas de servicios técnicos o una 

organización de servicio internacional, casi todos los 

equipos médicos de las organizaciones son soportados a 

través de algún tipo de CMMS en sus operaciones. 

La Clínica Virgen de Guadalupe C.A es una institución 

de servicios de salud que en la búsqueda de promover la 

calidad de sus servicios invierte en la adquisición de 

tecnologías útiles para la atención médica en todas las áreas 

clínicas, en especial el área quirúrgica donde se encuentran 

44


diversos equipos medios, que ameritan ser gestionados 

eficazmente. 

La investigación tiene como objetivo el desarrollo de 

un instrumento informático gerencial basado en una 

plataforma web que facilite la obtención datos para el 

desarrollo de indicadores de gestión tecnológica, 

facilitando la ejecución de acciones sistemáticas de trabajo 

a los prestadores de servicio de mantenimiento y la toma 

de decisión gerencial en La Clínica Virgen de Guadalupe 

C.A. promoviendo la visión y misión empresarial en la 

relación calidad/tecnología, elevando el nivel de calidad 

de los servicios generados en un proceso de mejora 

continua en el servicio de salud que la empresa entrega. 

METODOLOGÍA 

Considerando los objetivos planteados, éste proyecto se 

llevó a cabo en la Unidad Quirúrgica de la Clínica Virgen 

de Guadalupe C.A, enmarcada en una investigación de tipo 

factible, orientada al diseño de campo según la definición 

del manual de grado de la UPEL[5], por medio de las 

cuales, el desarrollo de una plataforma web para la gestión 

de la tecnológica, surge del deseo de establecer métodos 

tecnológicos que aseguren el mejoramiento en la calidad de 

los servicios prestados a través de las tecnologías médicas, 

dando respuestas basadas en los datos obtenidos mediante 

observaciones a la población, y la realización de 

entrevistas no estructuradas, elaboradas al personal 

médico, enfermero y administrativo de la institución 

vinculada con la gestión de tecnología médica del área 

quirúrgica, dando como resultado la presentación de una 

propuesta. 

La población definida según M. Balestrini [6], es 

cualquier conjunto de elementos de los cuales se pretende 

indagar y conocer sus características. La muestra según C. 

A. Bernal [7] “es la parte de la población que se selecciona, 

de la cual realmente se obtiene la información para el 

desarrollo del estudio y sobre la cual se efectuaran la 

medición y la observación de las variables de estudios”, 

Dada las características de la población y la muestra ambas 

pequeñas y finitas, se seleccionaron como objetos de 

estudios e investigación, a todos los equipos médicos del 

área quirúrgica que lo conforman. Como consecuencia no 

se aplicaron los criterios muéstrales, que extraen un 

subgrupo de población para reducir el universo, debido a 

que en éste caso dada la investigación especifica no es 

necesario. 

RESULTADOS 

OBSERVACIÓN Y ENTREVISTA 

En el Grafico 1 se presentan los resultados obtenidos de 

la observación directa de la población. Los datos 

recolectados permitieron a los investigadores detectar los 

diferentes problemas que presenta el servicio quirúrgico de 

la institución. Se observaron siete aspectos relevantes: 

Equipos con Codificación (EC), Existencia de un sistema 

de control del mantenimiento (SCM), Equipos con 

Historial de Falla (EF), Equipos con Registro 

Administrativo (ERA), Equipos con manuales y 

documentación operativa (EMD), Equipos Registrado en 

Inventario (ERI) y Equipos Operativos (EO). En el eje de 

las abscisas se especifican las observaciones realizadas, y 

su medida porcentual en el eje de las ordenadas. 

100% 

50% 

0% 

0% 0% 0% 

EC 

SCM 

EHF 

72,35% 

ERA 

23,41% 

EMD 

100% 100% 

ERI 

EO 

Datos 

Obtenidos 

Grafico 1, Resultados de la Observación. 

La entrevista se encuentra formulada por once 

preguntas, las cuales abarcan interrogantes que van desde 

promoción de la calidad del servicio por parte de la clínica 

hasta la consideración y los aportes que del desarrollo de 

una plataforma web de gestión tecnológica. A continuación 

se expondrán resultados de los puntos que se consideraron 

más determinantes para la investigación: 

Tabla 1, Preguntas Relevantes en la entrevista al 

personal, con su respuestas expresadas en números 

porcentuales. 

Preguntas: Si No 

¿La Clínica Virgen de Guadalupe C.A, promueve la calidad de 

su servicio invirtiendo en tecnologías útiles para la atención 100% 0% 

médico – quirúrgica? 

¿La institución cuenta con una base de datos actualizada, que 

proporcione oportunamente inventario, estimación de costo de 

mantenimiento, rendimiento tecnológico, vida útil del 

90% 10% 

equipamiento médico del área quirúrgica? 

¿El actual modelo de gestión tecnológica permite monitorear, 

controlar y mantener dicha tecnología, evaluando; 

costo/beneficio, mantenimiento, adquisición, rendimiento, vida 

30% 70% 

útil, adiestramiento, calidad del servicio, entre otros? 

¿Considera que el aprovechamiento de una herramienta 

tecnológica disminuiría los costos de mantenimiento y 

mejoraría la calidad y eficiencia del servicio clínico? 

100% 0% 

Según la información obtenida, La Clínica Virgen de 

Guadalupe C.A, como se observa en el Grafico 1, presenta 

un déficit de información que tiene como consecuencia, la 

desinformación en cuanto al servicio técnico; inventarios 

desactualizados, incremento del desgaste de los equipos, 

disminución de su vida útil, paradas indeseables, resultando 

en retraso para las intervenciones quirúrgicas, 

desinformación en cuanto al buen uso y operación los 

equipos, disminuyendo el máximo aprovechamiento de la 

tecnología médica con que cuenta el área clínica. 

La institución en sus bases admite la correlación de la 

calidad de sus servicios y la tenencia de un alto nivel 

45


médico-tecnológico, de allí nacen sus esfuerzos de 

inversión en equipamiento en todas las áreas hospitalarias, 

pese a ello, actualmente no poseen un modelo de gestión 

tecnológica que le permita monitorear, controlar, y 

mantener el equipamiento médico hospitalario, ni posee los 

mecanismo de información por medio del cual pudieran 

obtener datos relevantes de los equipos médicos, que les 

permita tomar decisiones para la implementación de una 

gestión de tecnología médica, para lo que contar con una 

plataforma web de gestión tecnológica les sería útil. 

PROPUESTA 

FACTIBILIDAD. 

En el estudio de factibilidad del proyecto se determinó 

que la, factibilidad operativa, técnica y económica, son tres 

aspectos relevantes en el logro de los objetivos definidos en 

vista a satisfacer las necesidades de la institución 

a. Factibilidad Operativa: El desarrollo de la 

plataforma web fue en base a lenguaje PHP, este programa 

permite obtener datos, para el desarrollo de indicadores de 

gestión, mantenimiento, control, que facilita la obtención 

de información para agilizar la toma de decisiones de nivel 

administrativo en la institución. La plataforma web provee 

la disponibilidad de la información en cualquier momento y 

lugar dentro de la clínica. 

b. Factibilidad Técnica: Uno de los beneficios del 

software es que el leguaje PHP es reconocido desde 

cualquier dispositivo con una conexión a internet de 

manera que no necesita la adquisición de interfaces o 

equipos especiales para su uso. Esta plataforma es de fácil 

uso, y se considera que pueda ser utilizada por un Ingeniero 

Clínico para el manejo de los datos almacenados. 

c. Factibilidad Económica: Debido a que la institución 

cuenta con los equipos y recursos técnicos (Hardware y 

Software) para el desarrollo del nuevo sistema, el costo de 

inversión es realmente bajo. El software facilitaría la 

planificación financiera del mantenimiento de la tecnología 

médica lo que a mediano y largo plazo pudiera observarse 

una disminución en los costos de mantenimiento y un 

mayor control en la inversión realizada. 

Apoyar la toma de decisiones pertinentes 

promoviendo así la visión y misión empresarial en relación 

a la calidad y capacidad tecnológica 

PLATAFORMA 

VIRTUAL DE 

SANITARIA. 

WEB 

GESTIÓN 

HERRAMIENTA 

TECNOLÓGICA 

Para el logro de los objetivos, se consideró que la 

plataforma debía contar con los siguientes requerimientos: 

Interfaz gráfica amigable y agradable al usuario. 

Diseño intuitivo, promoviendo la sencillez. 

Seguridad/Protección de la información. 

Manejo de bases de datos. 

Formularios para el registro de información, con 

un proceso lógico de registro. 

Protocolos de inspección y mantenimientos según 

el tipo de equipo. 

Formularios de reportes de fallas. 

Historial de fallas de equipos. 

Codificación a cada equipo registrado, para el 

control de inventario, además de una codificación para 

cada reporte registrado. 

Permitir la impresión en papel de los registros, 

protocolos y reportes. 

Ofrecer algún indicador de manera accesible, para 

ello se seleccionó la presentación de un registro histórico 

del costo de compra y mantenimiento del equipamiento 

médico, y la visualización de un contador acumulativo de 

fallas del equipamiento médico basado en los reportes de 

falla registrados. 

Módulo de comunicación interna de la plataforma 

para mensajes públicos entre usuarios. 

Contar con un manual de referencia sobre el uso 

de la plataforma. 

DISEÑO 

OBJETIVOS DE LA PROPUESTA 

Los investigadores buscan a través del desarrollo de la 

plataforma web satisfacer la necesidad de la institución, de 

esta manera la propuesta se orientó a: 

Facilitar la aplicación de un plan modelo de 

gestión tecnológica en el área quirúrgica a través de una 

plataforma web. 

Monitorear y controlar, el mantenimiento del 

equipamiento médico hospitalario en el área quirúrgica. 

Facilitar información para el desarrollo de 

indicadores relevantes de la gestión tecnológica médica en 

el área quirúrgica de la institución. 

Grafico 2, Diagrama Funcional del Programa. 

46


El diseño de la plataforma web, se basó primeramente 

en suplir los requerimientos mencionados en cuanto a los 

contenidos y el tipo de información con la que el usuario 

interactuaría. 

En el grafico 2, se muestra la estructura funcional de la 

plataforma y en la tabla 2 se muestra los aspectos que se 

desarrollaron en la plataforma y la sección donde se 

encuentra el contenido. 

Tabla 2, Secciones de la plataforma y la descripción 

de su contenido. 

Descripción Contenido 

Seguridad/Protección de la información. 

Formularios para el registro de Usuario 

Formularios de Registro de Equipos 

Protocolos de inspección. 

Reportes de fallas. 

Reportes Mantenimiento. 

Inventarios de Equipo. 

Historial de Fallas 

Historial de Mantenimiento 

Mensajería Interna 

Indicadores (Costo de Inversión y Contador de 

Falla de Equipamiento Médico) 

Codificación de Equipamiento 

Impresión de Reportes 

Información básica de la plataforma 

Sección. 

Página Inicio 

Usuarios 

Equipamiento 

Equipamiento 

Equipamiento 

Equipamiento 

Equipamiento 

Equipamiento 

Equipamiento 

Contactos 

Indicadores 

Equipamiento 

Equipamiento 

Información 

En el grafico 3 se presentan imágenes de las secciones 

desarrolladas para la plataforma, los modelos de los 

reportes y la codificación para los equipos que se registren. 

Para el desarrollo de la plataforma web se hizo uso de 

diversos recursos informáticos para la programación y 

diseño gráfico y web, las herramientas usadas fueron: 

 

 

 

Dreamveawer CS 6 como herramienta de diseño web y 

programación PHP. 

WAMP server, como servidor MySQL para las bases de 

datos. 

Photoshop CS4 para el diseño gráfico. 

CONCLUSIONES Y RECOMENDACIONES. 

La Clínica Virgen de Guadalupe C.A, en sus bases admite 

la correlación de la calidad de sus servicios y la tenencia de 

un alto nivel médico-tecnológico, de allí nacen sus 

esfuerzos de inversión en equipamiento. El modelo de 

gestión tecnológica actual de la institución no le permite 

monitorear, controlar, y mantener el equipamiento médico 

hospitalario, ni posee los mecanismos de información por 

medio del cual pudieran obtener datos relevantes de los 

equipos médicos, los cuales son necesarios en toda gestión. 

El desarrollo de la plataforma web busca contribuir de 

forma significativa en el actual modelo de gestión con que 

trabaja la Clínica Virgen de Guadalupe, permitiendo 

revelar información de interés al proceso, obteniendo 

datos, información relevante para el desarrollo de 

indicadores de gestión, mantenimiento y control, que 

facilitan la ejecución de acciones sistemáticas de trabajo a 

los prestadores de servicio de mantenimiento, facilitando la 

toma de decisión general en el aseguramiento de la 

funcionabilidad de los sistemas médicos asistenciales que 

operan dentro de la unidad quirúrgica. 

El desarrollo de la Plataforma web de GTS, debe ser 

elevada a la alta gerencia de la Clínica Virgen de 

Guadalupe C.A, considerando la relación costo/beneficio 

que ésta puede brindar, y la promoción de la calidad y 

eficiencia del servicio clínico. 

REFERENCIAS. 

[1] L. Estrella. (2013). Estudio Crítico Sobre la Gestión 

Tecnológica en el Sector Salud Venezolano. Trabajo de 

Acenso a Profesor Asociado, Universidad Simón Bolívar. 

Caracas, Venezuela. 

[2] L. Vilcanhuamán, R Rivas (2006). Ingeniería Clínica y 

Gestión de Tecnología en Salud: Avances y Propuestas 

1ºEdicion Lima-Perú 2006. 

[3] Powell-Cope G, Nelson AL, Patterson ES. (2008) 

Patient Care Technology and Safety. Hughes RG, Editor. 

Patient Safety and Quality: An Evidence-Based Handbook 

for Nurses. Rockville (MD): Agency for Healthcare 

Research and Quality (US); 2008 

[4] T. Cohen, N Cram The Clinical Engineering Handbook 

Elseiver Academic Press 2004 

[5] UPEL 2006, FEDUPEL Tercera Edición-reimpresión 

2006. 

[6] Balestrini Acuña, Mirian (2006) Como se Elabora un 

Proyecto de Investigación Consultores Asociados, Séptima 

Edición 2006. 

[7] Bernal, César Augusto (2006).Editorial Pearson 

Education, Segunda Edición 2006 Metodología de la 

Investigación. 

Grafico 2, Interfaz gráfica de reportes para impresión, 

indicadores de gestión y codificación de equipo médico. 

47


EL INGENIERO BIOMEDICO Y SUS COMPETENCIAS PARA LA GARANTIA 

DE LA CALIDAD DE LOS SERVICIOS DE SALUD 

V. Flores 

Universidad Nacional Experimental “Francisco de Miranda”. 

e-mail: vflores_g@hotmail.com 

RESUMEN 

El término calidad ha representado siempre un motivo de reflexión profunda acerca de sus implicaciones pues, no solo se 

trata de evaluar aquellos aspectos relativos a la praxis médica, sino que se ha de considerar que la prestación de los servicios 

de salud viene asociado a un elevado número de procesos entre los cuales se encuentran aquellos directamente relacionados 

a la Ingeniería Biomédica. La presente investigación de tipo documental, tiene como propósito fundamental dar a conocer 

la importancia para el Ingeniero Biomédico de la formación de Competencias para la Garantía de la Calidad de los Servicios 

de salud, como herramienta para el diseño e implementación de soluciones que conduzcan al bienestar y la prevención de 

eventos adversos asociados al uso de tecnología médica a partir de la aplicación de Normas de Calidad bajo estándares 

internacionales. 

Palabras Clave: Calidad, Ingeniería Biomédica, Garantía de Seguridad, Normalización 

INTRODUCCIÓN 

Uno de los grandes desafíos que enfrenta el Sector 

Salud, lo constituye sin lugar a dudas la necesidad de 

garantizar de la calidad del servicio, definido por el Doctor 

Avedis Donabedian [1] como el atributo que puede lograrse 

con los recursos disponibles y con los valores sociales 

imperantes. 

En el campo de las Ciencias de la Salud, el término 

calidad ha representado siempre un motivo de reflexión 

profunda acerca de sus implicaciones pues no solo se trata 

de evaluar aquellos aspectos relativos a la praxis médica, 

sino que se ha de considerar que la prestación de los 

servicios de salud viene asociado a un elevado número de 

procesos entre los cuales se encuentran aquellos 

directamente relacionados a la Ingeniería Biomédica y a la 

Ingeniería clínica (la rama de la Ingeniería biomédica que 

se ocupa de la gestión tecnológica hospitalaria), términos 

que según Gismondi [2] pueden emplearse indistintamente 

para describir las actividades de un Ingeniero biomédico 

alrededor de las instituciones de salud. 

La Garantía de la Calidad en los Servicios de Salud, 

constituye un tema de especial interés para investigadores y 

gerentes, debido a su impacto en el desempeño, la 

reducción de los costos, la lealtad del cliente y la 

rentabilidad, tal como lo plantea Gurú [3], factores 

indispensables para satisfacer no solo la demanda del 

servicio sino también las expectativas del paciente – 

usuario, cada día es más informado, más comprometido y 

más exigente, que, conducen a las organizaciones de salud 

a tomar acciones para ofrecer calidad de servicio. Para ello, 

Mas, Torre y Lacasa [4], proponen una serie de pasos 

necesarios antes de implantar un programa para Garantizar 

la Calidad de los Servicios de Salud, que orienten el 

desarrollo de los procesos desde la planeación de los 

servicios de salud hasta la satisfacción de las expectativas 

del paciente, como se aprecia en la figura 1, donde el 

subsistema médico-tecnológico, como parte esencial del 

sistema sanitario implementará estrategias para mejorar la 

relación costo-beneficio de la tecnología al servicio de la 

salud, Cruz [5]. 

Figura 2. Pasos antes de implantar un sistema de Garantía de Calidad de los 

Servicios de Salud 

Siendo el Ingeniero Biomédico, un profesional con las 

competencias para la selección, administración, 

48


mantenimiento y diseño de tecnología para el diagnóstico y 

tratamiento médicos, con las aptitudes para entender los 

requerimientos de los centros de salud, y de presentar 

soluciones tecnológicas adecuadas para la optimización de 

los cuidados de salud, deberá contribuir activamente en el 

proceso de garantía de la calidad asistencial, a partir del 

cumplimiento de requisitos y estándares para el correcto 

funcionamiento de los procesos asociados a la gestión 

(adquisición, instalación, mantenimiento y sustitución) de 

equipamiento médico, contribuyendo así a la seguridad del 

paciente y del equipo multidisciplinario de profesionales de 

la Salud. 

El propósito fundamental de esta investigación, es dar a 

conocer la importancia para el Ingeniero Biomédico de la 

formación de Competencias para la Garantía de la Calidad 

de los Servicios de salud, como herramienta para el diseño 

e implementación de soluciones que conduzcan al bienestar 

del paciente y la prevención de eventos adversos asociados 

al uso de tecnología médica, considerando que según las 

estadísticas de la Organización Mundial de la Salud (OMS, 

2007), indican que dichos eventos son evitables en aprox. 

50% y las consecuencias de su ocurrencia en un 70% de los 

casos provoca un daño temporal, 3% son permanente y 

14% son mortales. En este sentido se plantea la aplicación 

el modelo de calidad basado en la mejora continua EFQM, 

el cual consiste en un modelo no normativo, cuyo concepto 

fundamental es la autoevaluación basada en un análisis 

detallado del funcionamiento del sistema de gestión de la 

organización, el cual, para efectos de esta investigación se 

aplica a los procesos relacionados a la gestión tecnológica 

y el mantenimiento del equipamiento médico. En el cual se 

identifican las potencialidades del Equipamiento médico 

instalado, se determinan las carencias más significativas 

para el diseño e implementación de planes de acción 

correctiva y se establecen planes de autoevaluación sobre 

dichas acciones. 

METODOLOGÍA 

El desarrollo de la investigación corresponde al tipo 

documental, de acuerdo con Hurtado [6], “tiene como 

objetivo analizar un evento y comprenderlo en términos de 

sus aspectos más evidentes (…) propicia el estudio y la 

comprensión más profunda del evento en estudio”. 

Como base para el análisis, se considera la evaluación 

de indicadores de calidad en salud, como lo son, la 

satisfacción del usuario, la gestión tecnológica y los 

eventos adversos producidos por fallos en equipos médicos. 

Evaluando la calidad asistencial como consecuencia de 

la aplicación del modelo mejora continua para la gestión 

tecnológica y notificación de los eventos adversos 

asociados al uso de tecnología médica incorporando 

además los requisitos establecidos por la norma 

internacional ISO 13485 la cual “especifica los requisitos 

para un sistema de gestión de la calidad que puede ser 

utilizado por una organización para el diseño, desarrollo, 

producción, instalación, servicio de productos sanitarios y 

prestación de servicios relacionados” (ISO 13485:2003) 

[7]. 

Para determinar los riesgos asociados a la utilización de 

los equipos médicos, es preciso conocer en qué etapa del 

Ciclo de Vida de la Tecnología Médica, se encuentran y en 

consecuencia, llevar a cabo evaluaciones de costobeneficio 

y obsolescencia tecnológica, como criterios 

básicos de garantía de calidad. En la figura 2, se destaca el 

ciclo de vida de la tecnología médica. 

Figura 2. Ciclo de Vida de la Tecnología Médica 

RESULTADOS 

Según la Organización Mundial de la Salud (OMS), la 

Organización Panamericana de la Salud (OPS) y el Comité 

Europeo de Sanidad del Consejo de Europa, la seguridad 

clínica es un componente clave de la calidad y un derecho 

de los pacientes por lo que recomiendan a los diferentes 

gobiernos a colocar la seguridad del paciente en el centro 

de todas sus políticas sanitarias. Establecido así en el 

documento de “Salud Pública en las Américas” del año 

2002, en el cual se define como novena función esencial 

“garantizar la calidad de los servicios de salud individuales 

y colectivos”. 

El Ingeniero Biomédico, como responsable de la 

gestión tecnológica representa la garantía para la gestión de 

la tecnología médica bajo criterios de calidad, pues “…la 

tecnología deberá ser considerada un elemento más dentro 

del sistema médico y, dentro de sus roles está, el de lograr 

un permitan contribuir de forma eficaz al mejoramiento 

49


del desempeño humano frente a la automatización de los 

procesos para disminuir los errores…” Kohn et all, [8]. 

Bajo estas premisas y considerando que no es posible 

imaginar la ciencia médica, sin modernos métodos de 

tratamiento y procedimientos tecnológicos altamente 

desarrollados, como por ejemplo, los equipos de 

ultrasonido y las imágenes por resonancia magnética, 

facilitándole al personal médico realizar diagnósticos y 

salvar pacientes, sin minimizando los riesgos asociados, es 

preciso establecer parámetros para el uso y mantenimiento 

de la tecnología médica bajo condiciones de seguridad 

tanto para el paciente como para el profesional de la salud. 

La interacción de procesos, tecnologías y factores 

humanos que conforma el sistema moderno de prestación 

de atención de salud, aporta beneficios importantes a los 

usuarios. Pero esta misma interacción conlleva un riesgo 

inevitable de que ocurran eventos adversos, por lo tanto es 

preciso establecer mecanismos para minimizar su aparición 

u ocurrencia, a partir del análisis de las situaciones 

potencialmente peligrosas. 

Sin embargo, el número de eventos adversos 

producidos como consecuencia del uso equipos y/o 

dispositivos médicos, se ha ido incrementando, según cifras 

de la OMS, OPS y ENEAS, en trabajo de investigación 

conjunta del año 2010, denominado proyecto IBEAS 

“Prevalencia de efectos adversos en hospitales de 

Latinoamérica”, donde se determinó que 65% de los EA se 

consideraron evitables. La incidencia de EA fue de 

28,9%.16% de los EA detectados estaban relacionados con 

los cuidados: 10% con el uso de la medicación, 36% con 

infecciones nosocomiales, 27% con algún procedimiento y 

5% con el diagnóstico. 61% de los EA aumentaron el 

tiempo de hospitalización una media de 10,4 días. 8,9% de 

los EA causaron un reingreso. 

En consecuencia, el Ingeniero Biomédico como parte 

del equipo multidisciplinario de gestión de riesgos debe 

invertir gran parte de su tiempo en determinar las causas de 

dichos eventos, los cuales pueden ser atribuibles al equipo 

propiamente dicho o puede tener su origen en un fallo 

humano. 

Por lo cual, la Organización Internacional de 

Normalización (ISO), constituida por 164 países, se 

encargada de promover el desarrollo de normas 

internacionales, ha desarrollado la norma ISO 13485:2003, 

donde se establecen los requisitos de gestión de calidad 

para el sector de equipos médicos con fines de regulación. 

Siendo hasta el momento de implementación 

voluntaria, la mayoría de las empresas optan por aplicar 

esta norma para demostrar el cumplimiento con las 

directrices. En Canadá y Japón, el ISO 13485:2003 es 

obligatorio para la mayoría de los fabricantes de 

dispositivos médicos de las clases II, III y IV (con 

requisitos adicionales impuestos por las leyes Canadienses 

y Japonesas). 

Los tres principales países con mayor número de 

certificados han sido los EE.UU., Alemania e Italia y los 

tres destacados en crecimiento en la encuesta de 2009 

Italia, EE.UU. y el Reino Unido. 

Entre las ventajas que ofrece, se encuentra el 

establecimiento de registros sobre incidentes adversos, lo 

cual condice a la determinación temprana de defectos de 

fábrica, necesidades de adiestramiento de usuarios, 

requerimientos de instalación, operación y mantenimiento, 

entre otros. En consecuencia, alcanzar los estándares de 

calidad constituye un reto para las organizaciones de salud 

a nivel mundial, donde los Ingenieros Biomédicos tienen el 

deber de establecer el liderazgo, para la implementación de 

políticas de Gestión de la Calidad, para la monitorización, 

control y seguimiento de eventos adversos ocurridos como 

consecuencia del uso de equipamiento médico. Por lo cual 

Morales et al [9] diseñan un mapa de procesos genérico, 

que orienta la aplicación de la Norma ISO 13485, 

Figura 3. Mapa de Procesos del Sistema de Gestión de 

Calidad con base en la Norma ISO 13485 

CONCLUSIONES 

La seguridad clínica es un componente esencial de la 

calidad asistencial, habida cuenta de la complejidad, tanto 

de la práctica clínica como de su organización. Una 

práctica clínica segura exige conseguir tres grandes 

objetivos: Identificar qué procedimientos clínicos 

diagnósticos y terapéuticos son los más seguros y eficaces, 

asegurar que se aplican a quien los necesita y realizarlos 

correctamente y sin errores. 

50


La adopción de este sistema de gestión de la calidad es 

una decisión estratégica de la organización, por lo cual su 

diseño, documentación e implementación deberían 

responder a las características, objetivos y necesidades de 

la misma, más aun si se trata de una organización cuyo 

propósito es la prevención, mantenimiento y restauración 

de la Salud de los ciudadanos. 

Estudios a nivel mundial, presentados por 

organizaciones como la OMS/OPS indican que entre el 60 

y 70 por ciento de los eventos adversos pueden evitarse si 

las instituciones de salud , asumen el compromiso para la 

implementación de programas, culturas, y protocolos 

dirigidos a promover la garantía de seguridad del paciente, 

lo cual redundará en optimización de los recursos 

disponibles y disminución de costos. 

La norma ISO 13485:2003 establecen los requisitos de 

gestión de calidad para el sector de equipos médicos con 

fines de regulación, destacando la documentación y 

requisitos para el control de los productos sanitarios, 

aumentando de este modo la seguridad en los pacientes y 

en el personal médico asistencial, lo que se traduce en 

calidad de servicio. 

El Ingeniero Biomédico, como pilar fundamental para 

el desarrollo de nuevas tecnologías al servicio de la Salud, 

tiene el deber de promover acciones conducentes a 

garantizar la calidad de los servicios de salud desde su 

ámbito de competencias, como promotor y garante del 

proceso de documentar, implementar y mantener un 

sistema de gestión de calidad y su eficacia de acuerdo con 

los requisitos de la Norma ISO 13485:2003.7 

intensiva de adultos del Centro Médico Paso Real 

Charallave Estado Miranda. 

REFERENCIAS 

[1]Donabedian A. (1980) Explorations in quality 

assessment and monitoring. Vol. 1. The definition of 

quality and approaches to its assessment. 

[2] Gismondi, G. Ingeniería Biomédica. Revista Ciencia y 

Cultura n.24 La Paz jun. 2010. ISSN 2077-3323 

[3] Guru, C. (2003). Tailoring e-service quality through 

CRM. Managing Service Quality, 13 (6), 520- 531. 

[4] Mas, Torre y Lacasa (2002) Gestión de la Calidad. 

Tomo 1. Capítulo 14, 237-254. 

[5] Cruz, A. (2010) Una mirada a la ingeniería clínica 

desde las publicaciones científicas. Biomédica, [S.l.], v. 

30, n. 2, p. 188-98. ISSN 0120-4157. 

[6] Hurtado, J. (2000). Metodología de la investigación 

Holística. Caracas Fundación Sypal. 

[7] Organización Internacional de Estandarización, (2013). 

Base de datos ISO 13485. Sistemas de Gestión de Calidad. 

Extraído el 18 de noviembre de 2013 desde 

http://www.iso.org. 

[8] Kohn et al, (2000). To err is human: building a safer 

health system. National Academy Press, Washington, D.C. 

[9] Morales et al. (2014). Diseño de Modelo de Gestión de 

calidad con aplicación de la Norma ISO 13485 en la terapia 

51


MANUAL DE ADQUISICIÓN DE TECNOLOGÍAS MÉDICAS EN 

ESTABLECIMIENTOS DE ATENCIÓN A LA SALUD 

Jesús Arellano 1 

1 

Centro de Ingeniería Biomédica y Telemedicina (CIBYTEL) U.L.A . 

email: jesusar@ula.ve 

RESUMEN 

El propósito del presente trabajo es elaborar un manual que sea capaz de proporcionar información metódica, rápida, clara y 

segura a los gerentes de las instituciones médicas al momento de la toma de decisiones cuando se requiera la adquisición de 

tecnologías médicas en el sector salud. Como parte de la metodología aplicada, se realizó un análisis situacional para 

delimitar la zona de estudio, entrevistas con el personal encargado de las diferentes instituciones médicas seleccionadas en 

lo referente a adquisición de tecnologías médicas y una rigurosa revisión bibliográfica sobre la gestión de tecnologías en el 

sector salud a nivel local, nacional e internacional; Seguidamente, con toda la información recabada, pudimos obtener 

algunos resultados relevantes en cuanto a que no se dispone de una normativa para el proceso de adquisición de tecnologías, 

de igual forma no existe personal capacitado o formado en la gestión de tecnologías médicas en las instituciones visitadas. 

Palabras Clave: Adquisición de tecnologías médicas, Equipos biomédicos, Gestión tecnológica, Ingeniería clínica. 

INTRODUCCIÓN 

La Organización Panamericana de la Salud realizado en 

el año 2.001 un estudio sobre el perfil del sistema de 

servicios de salud de la República Bolivariana de 

Venezuela el cual consolido y presentó un resumen 

ejecutivo, en el que se plasmaron entre otros contenidos los 

siguientes: 

En cuanto al equipamiento y tecnologías en el año 

1.996 el porcentaje de equipos en condiciones defectuosas 

o fuera de uso fue del 86% en los servicios de banco de 

sangre, emergencias, radiología, laboratorio, quirófanos, 

equipos de planta, oncología, ginecología, sala de partos y 

central de suministros, no se dispone de información para 

otros años. En el año 2.000 se destinó el 7.6% del 

presupuesto de operación del nivel central a la 

conservación y mantenimiento de equipos, para este mismo 

año el 24% del personal que labora en las jefaturas de 

mantenimiento posee solamente formación empírica. En lo 

que respecta al personal técnico y obrero, la formación 

empírica es del 82% en estas jefaturas. Las unidades y 

equipos de alta tecnología se encuentran concentrados en la 

Capital Nacional y en las capitales de los estados más 

desarrollados, tanto para el sector público como privado, 

sin embargo no se dispone de información precisa al 

respecto [1]. 

La Unidad de Gestión de Tecnologías en Salud de la 

Universidad Simón Bolívar, llevo a cabo el proyecto 

denominado: Fortalecimiento de la Red Hospitalaria 

Venezolana, como parte del proyecto salud emprendido por 

el Ministerio de Salud y Desarrollo Social de Venezuela en 

el año 2.001. Se planteo elaborar un plan de equipamiento, 

adecuación de la infraestructura y de gestión tecnológica de 

los 22 hospitales que dependen del Ministerio de salud. 

Dentro de las conclusiones que arrojo este proyecto se 

puede deducir, que estos problemas obedecen a las 

carencias de modelos de gestión en tecnologías en el sector 

salud, para optimizar la infraestructura hospitalaria y el 

equipamiento médico en los establecimientos de atención 

de salud del Estado Venezolano [2]. 

La gestión de tecnologías médicas es el conjunto de 

procedimientos sistemáticos para evaluar y proveer de 

forma segura, eficaz y costo razonable la tecnología en un 

centro de atención de salud o en un sistema de salud. Esto 

implica conocer las necesidades, planeación, evaluación, 

adquisición, instalación, mantenimiento, capacitación, uso, 

obsolescencia y desincorporación del equipo médico. Con 

los desarrollos y aplicaciones de la tecnología en el área 

médica, tanto el sector salud público nacional como 

privado, han venido incorporando equipos médicos en 

hospitales, ambulatorios y clínicas cuya complejidad 

tecnológica y costo de inversión cada vez son más 

elevados. El aprovechamiento apropiado, eficiente, seguro 

y racional de este tipo de tecnologías para la salud se 

vuelve imperativo en una economía como la nuestra en la 

cual, si bien existen recursos, estos son escasos para cubrir 

todas las necesidades del sector salud de la población. Los 

problemas que se asocian a los equipos médicos en mayor 

o menor nivel de severidad en el sector salud, son comunes 

en todos los establecimientos de atención médica de 

nuestro país, por lo que nombramos a continuación algunos 

de ellos: 

- No responden a la demanda real de servicios de la 

población a ser atendida. 

52


-No cuentan con suficientes recursos para el mantenimiento 

y operación. 

- Están subutilizados en algunas instituciones o sobre 

utilizados en donde ya el equipo sobrepaso su vida útil y 

sigue operando deficientemente. 

-Falta de personal médico y técnico especializado y 

capacitado en el manejo de los equipos. 

-Alto porcentaje de equipos biomédicos importados [3]. 

Según la Agencia de Alimentos y Medicamentos define 

un dispositivo médico como aquellos instrumentos, 

aparatos, implementos, máquinas, implantes, reactivo in 

vitro u otro producto similar o relacionado, incluyendo 

piezas de componentes o accesorio destinado al uso en el 

diagnóstico de enfermedades u otras patologías, en el 

cuidado, la mitigación y el tratamiento o la prevención de 

la enfermedad, destinados a modificar la estructura de 

cualquier función del cuerpo humano o animal y que no 

consigue su objetivo esencial mediante acción química y no 

necesita ser metabolizado para el logro de su propósito 

principal [4]. La adquisición de los equipos biomédicos en 

los centro de atención médica constituye uno de los 

procesos más complejos en cuanto a gestión, ya que se 

deben tener en cuenta diversos aspectos para obtener el 

resultado final que es el mejoramiento de la eficiencia y la 

calidad en la prestación de los servicios de salud [5]. Sin 

embargo, al revisar la adquisición de tecnologías en los 

centro de atención de salud pareciera que no se toman 

aspectos importantes tales como: necesidad de la población 

a ser atendida, condiciones de planta física e instalación, 

estándares, entrenamiento y servicio técnico, entre otros, al 

momento de adquirirlos. Dando como resultado pocos 

beneficios para el paciente y la institución en la prestación 

de los servicios de salud. Lo cual disminuye la eficiencia 

en términos de aumento de recursos para la prestación de 

un servicio y la calidad, en aumento del tiempo de espera 

en la atención al paciente, resultados de exámenes 

paraclínicos y tratamientos. Con el presente trabajo se 

espera, generar unas normativas mínimas que sirvan de 

estándar a cualquier centro de atención médica para 

adquirir tecnologías médicas optimizando la relación costo 

beneficio para lograr mejoras a nivel económico y una 

mayor eficiencia en la prestación de los servicios. 

Una vez que una determinada tecnología está disponible 

en el mercado, previo estudio humano, técnico y financiero 

se incorpora al área médica que la requiera, iniciándose 

desde este momento el ciclo de aplicación de la tecnología 

en salud. Este ciclo es específico para cada tecnología 

médica, aunque en ocasiones se pueden incluir la 

infraestructura y los equipos de planta [6]. A continuación 

se presentan los procesos del ciclo de aplicación de la 

tecnología en salud, los cuales definen las principales 

funciones de la gestión de la tecnología en el ámbito 

hospitalario, el ciclo consta de los siguientes pasos como se 

observa en la figura1. 

Mantenimiento 

y control de 

calidad 

Figura 1. Ciclo de aplicación de la tecnología en salud. 

METODOLOGÍA 

Para la elaboración del manual de adquisición de 

tecnologías médicas en los establecimientos de atención a 

la salud del Estado Venezolano, se inició con un análisis 

situacional que permitió recabar información para 

determinar las instituciones a ser seleccionadas en la zona 

de estudio, en segundo lugar elaborar una encuesta con la 

finalidad de obtener información en las instituciones a ser 

entrevistadas sobre la adquisición de tecnologías médicas y 

lo referente a la gestión tecnológica, en tercer lugar una 

revisión bibliográficas exhaustiva a nivel nacional, 

internacional y en la red informática mundial, sobre la 

adquisición de tecnología médica en el sector salud, la 

legislación vigente en el área de tecnologías medicas y 

algunos conceptos relacionados, así como la viabilidad de 

implementación y el trabajo de campo. 

RESULTADOS 

Retiro del 

servicio o 

sustitución 

Inspección e 

instalación 

Planteamiento 

de la necesidad 

médica y 

políticas en 

salud 

Adquisición de 

la tecnología y 

estrenamiento 

al usuario 

Evaluación de 

especificaciones 

técnicas y 

elaboración de 

especificaciones 

Con los resultados obtenidos a partir de la metodología 

aplicada y toda la información recabada se inició una 

primera versión de un manual de adquisición de 

tecnologías médicas en establecimientos de atención a la 

salud. El manual integra los diferentes elementos, criterios, 

métodos e incluye la información básica que el personal 

responsable de la adquisición de tecnologías médicas 

necesita; se encuentra integrada de manera lógica, clara y 

fácil entendimiento. Consta de once apartados de forma 

secuencial a saber: introducción, objetivo del manual, 

marco jurídico, propósito, alcance, políticas de operación, 

53


normas y lineamientos, descripción del procedimiento, 

diagrama de flujo, glosario, versión y anexos. Finalmente, 

para su elaboración el instituto nacional de asistencia 

médica a través del departamento de ingeniería clínica será 

la instancia para ofrecer la asesoría técnica en esta materia. 

A continuación describimos algunos contenidos del 

manual: 

- Objetivo general: El objetivo general del manual es 

definir de forma breve, clara y precisa el propósito que se 

desea alcanzar y los medios o acciones para lograrlo. Se 

pretende establecer algunas directrices generales que rigen 

la adquisición, aceptación, instalación, entrenamiento, 

servicio técnico de las tecnologías y dispositivos médicos. 

Además de ser un instrumento de fácil acceso y 

comprensión para los gerentes, directores, personal 

administrativo, técnicos, organismos de control, 

proveedores, que permita conocer, aplicar y efectuar 

seguimiento a las diferentes etapas de la actividad de 

adquisición de tecnologías médicas. Y por último mantener 

el stock de equipos médicos, dispositivos, repuestos 

requeridos y necesarios para la prestación de servicios de 

medicina general y especializada en los establecimientos de 

atención a la salud, como se aprecia en la tabla I. 

existencia de tecnologías, dispositivos médicos, equipos y 

repuestos en los respectivos centros de atención de salud; 

definir las necesidades para cada uno de ellos según el 

principio de planeación y economía hasta la adquisición, 

instalación, puesta a punto, entrenamiento y servicio 

técnico de los equipos y dispositivos médicos. Y las 

políticas de operación, normas y lineamientos serán 

elaborados conforme a la normatividad enviada por el 

Ministerio del Poder Popular para la Salud, el instituto 

nacional de asistencia médica a través del departamento de 

ingeniería clínica, como se observa en la tabla II. 

Tabla II. Propósito, alcance, políticas de operación, 

normas y lineamientos del manual. 

Tabla I. Objetivo del manual. 

- Propósito, alcance, políticas de operación, normas y 

lineamientos: El propósito del manual consiste en 

establecer los lineamientos para la adquisición de 

tecnologías médicas en los establecimientos de atención a 

la salud. El alcance está definido por identificar la 

- Descripción del procedimiento: Es una sucesión 

cronológica de operaciones concatenadas entre sí, que 

tienen por objeto la realización de una actividad o tarea 

específica dentro de un ámbito predeterminado de 

aplicación. Los diferentes procedimientos con que cuenta el 

manual están divididos en tres partes. En primer lugar una 

secuencia de etapas la cual están numeradas de forma 

ascendente y corresponden al número del procedimiento, 

posteriormente el nombre o denominación del 

procedimiento organizados de forma sucesiva. En segundo 

lugar la actividad, que corresponde a un conjunto de 

acciones afines a ejecutar por una misma persona o una 

misma unidad administrativa y por último el responsable 

que interviene en la ejecución para el desarrollo de la 

actividad, tal y como lo podemos ver en la tabla III. 

54


Tabla III. Descripción de algunos procedimientos del 

manual con su actividad y responsable. 

- Este manual permite ser un instrumento rápido y de fácil 

comprensión para los gerentes, personal médico, 

administrativo y técnico de los establecimientos de 

atención médica, así como organismos de control, que 

permita conocer y hacer seguimiento a las diferentes etapas 

de la actividad de adquisición a los centros de atención de 

salud que dependen del Ministerio del Poder Popular para 

la Salud. 

- Ayudaría a optimizar la utilización y asignación de los 

recursos económicos a las instituciones prestadoras de 

servicios de salud. 

- Establecería normas generales que rigan la adquisición de 

tecnologías médicas en los establecimientos de atención de 

salud tanto públicos como privados, con base a los 

principios y reglas establecidos por el ente rector en salud y 

por las demás normas legales vigentes. 

- Mejoraría la calidad de la atención médica a los pacientes 

en nuestros centros de atención de salud, obteniéndose 

resultados por arriba de los esperados. 

AGRADECIMIENTO 

Un sincero y profundo agradecimiento a la coordinación de 

la red hospitalaria del estado Mérida, jefes de servicio y 

departamento del I.A.H.U.L.A, director y subdirector 

médico de CAMIULA, por sus valiosos y generosos 

aportes en pro de la ingeniería clínica en nuestro país. 

DISCUSIÓN 

Para el momento de la elaboración de esta primera 

versión del manual, la Corporación Regional de Salud está 

en la buena disposición de desarrollar este proyecto. 

Actualmente no se dispone de un procedimiento para la 

adquisición de tecnologías médicas. En el caso de los 

servicio o departamento del Instituto Autónomo Hospital 

Universitario de los Andes, consultan diferentes fuentes de 

información a través del mismo personal que labora, con 

empresas dedicadas al ramo o en la world wide web. 

Algunas clínicas, convocan a las empresas dedicadas al 

ramo para la presentación de las diferentes opciones, luego 

en reunión de junta directiva es aprobada la alternativa 

seleccionada y posteriormente la empresa adjudicada se 

encarga de todo el proceso. 

CONCLUSIONES 

En el presente trabajo se puede deducir lo siguiente: 

- El manual propuesto de adquisición de tecnologías 

médicas en los establecimientos de atención a la salud es 

un proyecto que puede ser implementado en el Estado 

Mérida. 

- Es un documento que fortalecería y apoyaría a resolver 

problemas al momento de la toma de decisiones sobre la 

adquisición de tecnologías médicas. 

REFERENCIAS 

[1] Pan American Health Organization - United States 

Agency for International Development Partnership. 

Página Web disponible en línea: http://www.lachsr.org/ 

documents/perfildelsistemadesaluddevenezuela- 

ES.pdf/.Último acceso: Agosto, 2013. 

[2] Mijares R. et al (2001): La infraestructura de los 

hospitales venezolanos, Congreso Latinoamericano de 

Ingeniería Biomédica, La Habana, Cuba, pp 1-4. 

[3] Lara L.et al (2007). La ingeniería clínica, una forma 

de hacer gestión tecnológica en el ámbito hospitalario, 

Revista IFMBE Proccedings, 18: pp 1259-1263. 

[4] Bronzino J. (2000): The Biomedical Engineering 

Handbook, 2da edición, Editorial CRC Press LLC. 

[5] Emergency Care Research Institute. Página Web 

disponible en línea: https://www.ecri.org/Products/ 

Pages/Health_Devices _System.aspx/. 

Último acceso: Agosto, 2013. 

[6] Lara L. (2013): La gestión tecnológica como parte 

integral de la atención en salud, Revista. Fac. Ing. 

UCV, 28: pp 4-6. 

55

Biorobótica 

Instrumentación Biomédica y


DISEÑO DE UN SISTEMA DE SUCCIÓN AL VACIO PARA PACIENTES 

INTRAHOSPITALARIOS CON FRACTURAS ABIERTAS 

H.G. Vivas 

Universidad de Los Andes - Facultad de Arquitectura y Diseño 

Escuela de Diseño Industrial 

e-mail: hilennevivas@gmail.com 

RESUMEN 

La Improvisación de la Terapia Vacuum Assited Closure en fracturas abiertas, se tomó como problemática en Venezuela 

debido a la inexistencia de equipos adecuados para la misma. Se realizo una investigación Teórico- Práctica fundamentada 

bajo la Línea de Diseño Centrado en el Usuario (Usabilidad y Experiencia de Uso), obteniendo parámetros necesarios que 

resolvieron el desarrollo del proceso de diseño; se aplicaron herramientas metodológicas como método etnográfico, test de 

usuarios, focus group, que identificaron características específicas de los usuarios, manera de ejecutar la implementación de 

la terapia en el área de traumatología y quirófano de hospitales y clínicas, determinando necesidades y problemas en la 

colocación de la misma, para mejorar el sistema Usuario- Producto- Entorno. En base a lo planteado, se diseñó un equipo 

médico que solvente las necesidades presentadas, mejore la usabilidad, experiencia de uso y la calidad de vida de los 

pacientes. 

Palabras claves: sistema succión al vacío, fracturas abiertas, Diseño centrado en el usuario, regeneración de tejidos. 

INTRODUCCIÓN 

Una fractura abierta es aquella en la cual el foco de la 

herida se encuentra directa o indirectamente comunicado 

con lo externo, está involucrada anatómica y 

fisiopatológicamente con lesiones en partes blandas 

(nervios, vasos, celular, músculos, hueso y piel), la 

desvascularización y desvitalización son otros factores 

causantes de necrosis en los tejidos, infección y 

contaminación en la piel, celular y hueso. Con el 

transcurso de los años se han desarrollado estudios y 

avances en tecnología para la curación de heridas crónicas 

o fracturas abiertas, el Sistema VAC que implica el cierre 

hermético de la herida aplicando presión negativa 

controlada, es llamada también Terapia Tópica de Presión 

Negativa, Terapia de Presión inferior a la Atmosférica o 

Terapia de presión negativa a la herida; como método de 

curación de heridas se exploró por primera vez en 1970 y 

en 1989 se introdujo el primer sistema de presión negativa 

para curar heridas, sin embargo se asocia comúnmente con 

el trabajo de Argenta y Morkwas en 1997 [1]. Actualmente 

KCI and Acelity Company ha revolucionado la forma en la 

que los profesionales sanitarios tratan las heridas 

complejas, más graves y complicadas. V.A.C. ® Therapy 

utiliza un apósito de esponja de polímero poroso que se 

adapta al lecho de la herida. Sellado y bajo presión 

negativa (vacío), el sistema crea un entorno de curación 

para la herida único, que ha demostrado potenciar el 

proceso de curación, reducir el edema, preparar el lecho de 

la herida para el cierre, potenciar la formación de tejido de 

granulación y eliminar el material infeccioso. [2] 

Figura 1: Mecanismo de Acción VAC Therapy- 

KCI` [2] 

El Instituto Autónomo Hospital Universitario de Los 

Andes(I.A.H.U.L.A) como centro de estudio; genero un 

ingreso de 117 pacientes con Fracturas de epífisis superior 

de tibia y fracturas petrocanteriana de fémur, en los 

primeros ocho meses del año 2014, según el departamento 

de estadística del I.A.H.U.L.A. Por esta razón la 

investigación se consideró viable ya que la demanda de 

ingresos de pacientes con fracturas abiertas abarca un 

48,5% en el área de Traumatología, subyacente a esto, la 

institución no cuenta con dispositivos apropiados para la 

ejecución del Sistema VAC, los costos de los dispositivos 

existentes son altamente inaccesibles para los pacientes y el 

profesional del área médica aplica métodos improvisados 

del sistema debido a la inexistencia del material. 

57


Los especialistas en el área de Traumatología 

generalmente, ingresan pacientes ubicados en estratos D-E 

y de escasos recursos, los cuales presentan cuadros clínicos 

de fracturas abiertas, el profesional debe tener un 

conocimiento previo que le permita empezar una aplicación 

eficiente y eficaz del Sistema VAC analizando el tipo de 

herida a tratar y utilizando los implementos, recursos y 

equipos no adecuados para dicha terapia, en pocas palabras 

la improvisación de la misma. 

METODOLOGÍA 

Bajo la metodología de Bruce Archer 1963-1964 “El 

método sistemático para Diseñadores” [3], la cual está 

constituida por tres fases: 

Figura 2: Metodología Bruce Archer 

Fase Analítica (Fig 2) Se observaron 4 Médicos en el 

área p14 del I.A.H.U.L.A, 1 Medico observado en la Sala 

de Quirófano del Instituto Venezolano Seguro Social 

(IVSS) improvisando la instalación de Sistema VAC en 

pacientes que requieran el cambio o instalación de la 

terapia. 

Caso I 

La secuencia de pasos presentados a continuación, en 

la aplicación del Sistema VAC en un Paciente de sexo 

Masculino con 30 años de edad, el cual presentaba una 

Fractura Abierta en la Tibia, causada por un accidente en 

moto. Locación: I.A.H.U.L.A. Profesional en el área: R1 

servicio Traumatología. Los implementos utilizados para la 

terapia fueron: Espuma de Poliuretano (previamente 

esterilizada), Ioban, Sonda de Nelaton, Bisturí, Equipo de 

Succión. 

1. Se mide la goma 

espuma con respecto a la 

estructura metálica 

ubicada en la tibia. 

2. Se procede a 

cortar la goma 

espuma por la 

mitad, debido a que 

el grosor no es el 

adecuado para 

realizar el 

tratamiento. 

3. Luego de haber sido 

cortada la goma espuma, 

se coloca en contacto 

con la herida para hacer 

una marca por donde 

será cortada nuevamente 

la espuma y quede del 

tamaño y forma de la 

herida. 

5. Luego de ser cortada 

la goma espuma, se 

rectifica que haya 

quedado similar a la 

forma de la herida y 

que la cubra 

completamente. 

7. Se mide a ojo la 

sonda de nelaton con 

respecto a la goma 

espuma, para tener una 

proporción de margen 

de seguridad y evitar 

que la sonda salga de 

la goma espuma y 

haga contacto con la 

herida. 

La medida también se 

realiza para saber más 

o menos cuantas 

fenestras se le harán a 

la sonda. 

9. Se introduce la 

sonda de nelaton 

dentro de la goma 

espuma y se fija con 

puntos de sutura 

para fijar la sonda a 

la goma espuma y 

evitar que la misma 

se mueva. 

11. Se coloca el 

Ioban, que es una 

lámina adherente, 

parecida al papel 

envoplas pero a base 

de iodo, esta lámina 

es la que permite 

crear el sistema de 

succión al vacío. 

4. Se corta a ojo la 

goma espuma de 

acuerdo a la forma 

marcada por los 

líquidos y sangre de 

la herida, este 

pedazo es el que se 

utilizara para la 

absorción de 

secreciones. 

6. Se procede a cortar 

nuevamente la goma 

espuma por la mitad 

para introducir la 

sonda de nelaton y que 

esto permita la 

aspiración. 

8. Se va doblando la 

sonda con aprox 3cm 

de separación y con 

el bisturí se hacen 

fenestras a lo largo de 

la sonda de nelaton 

respe tanto los 

márgenes de 

seguridad que se 

tomaron en cuenta en 

el paso anterior, las 

fenestras son 

realizadas con el fin 

de que la absorción se 

equitativa en la herida 

y los cortes deben 

realizarse hacia 

afuera del pliegue. 

10. Se coloca la goma 

espuma encima de la 

herida con la sonda 

instalada. 

12. Se conecta la 

sonda de nelaton a la 

manguera que va 

conectada al depósito 

de secreciones 

58


Caso II 

Paciente Femenina de 39 años de edad que presentaba 

una ulcera infectada en la tibia. Locación: Quirófano del 

IVSS. Profesional en el área: Médico Especialista y R1 

servicio Traumatología. Implementos Utilizados: Espuma 

de Poliuretano (previamente esterilizada), Ioban, Sonda de 

Nelaton, Bisturí, Equipo de Succión. 

1. Se corta a ojo 

por ciento un 

trozo pequeño de 

la goma espuma 

con respecto a la 

herida. 

3. Se realiza otro 

corte atravesando la 

mitad de la goma 

espuma, para reducir 

el grosor de la 

misma y absorba 

toda la secreción. 

5. Con ayuda de 

un crai se sujeta el 

bisturí por el otro 

extremo para que 

el canal corte a 

través de la goma 

espuma. 

Se procede a dejar 

el crail dentro de 

la goma espuma. 

7. Se toma la 


y se va doblando 

a cierta distancia 

para realizar el 

corte de las 

9. La sonda no 

debe sobresalir 

del apósito , 

que es el que 

va a tener 

contacto 

directo con la 

herida. 

2. Se mide el 

trozo cortado de 

la goma espuma 

con el tamaño de 

la herida, para 

rectificar que la 

cubra por 

completo. 

4. Se atraviesa 

con un bisturí la 

goma espuma por 

todo el centro del 

grosor, para crear 

un canal por el 

cual ira 

introducida la 

sonda de nelaton. 

6. Se mide la 


con respecto a la 

goma espuma para 

saber hasta dónde 

ira introducida la 

sonda y proceder a 

hacer las fenestras 

a lo largo de la 

sonda. 

8. Se sujeta la 

punta de la sonda 

con el crai 

introducido en la 

goma espuma y se 

procede a halar la 

sonda para que 

quede dentro de la 

goma espuma. 

10. Se toman 

puntos de 

sutura 

atravesando la 

herida antes 

de colocar el 

apósito. 

11. Se coloca el apósito 

dentro de la herida y se 

procede a suturar la 

herida con el apósito, 

con el fin de que 

permanezca inmóvil 

dentro de la herida. 

En ciertas partes de la 

sutura se colocan sondas 

de menor diámetro para 

no lastimar los bordes 

de la herida. 

12. Se cortó 

corta el ioban y 

se procede a 

colocarlo 

alrededor de la 

pierna. 

13. Debido a que 

el paciente no 

tenía el equipo 

médico de succión, 

se hizo la prueba 

de succión dentro 

del quirófano y 

luego fue 

conectada en la 

toma de aire de la 

habitación. 

De acuerdo al análisis de la Fase Analítica se observo 

que en ambos casos la aplicación de la Terapia VAC , 

realizada en locaciones, con especialistas y pacientes 

diferentes, manejan un protocolo en el que se generan 

patrones de incrementación de tiempo en el Corte de 

Apósitos, para que se adapte al lecho de la herida: 

Número de veces que se corta la goma espuma durante 

el proceso: tres veces. 

Tiempo que tarda el medico en cortar la goma espuma: 

Primer corte: 1min 38,26 seg, se realiza para tener el grosor 

adecuado que necesita la esponja para crear la succión. 

Segundo corte: 21,04 seg, se realiza de acuerdo al tamaño 

de la herida, ya que la esponja debe cubrirla toda. 

Tercer corte: 1min 23,69 seg, se realiza para introducir la 

sonda de nelaton. 

Implemento con el que cortan la goma espuma: bisturí. 

Utilización de implemento de medición: ninguno. 

Errores al momento de cortar la goma espuma: En el 

tercer corte, costo punzar la goma espuma con el bisturí y 

cortarla. 

Número de veces de intento: 4 veces se intentó abrir la 

goma espuma por un extremo y el último intento se abrió, 

punzando y rasgando. 

¿Cómo resuelve el usuario el problema?: Cuando abrió 

el otro extremo, primero rasgo la goma espuma con el 

bisturí y luego la punzo. 

Memoria que tiene el usuario para reconocer la marca 

en la goma espuma para realización del Segundo 

Corte: rápida, sin ninguna complicación 4,25sg 

Corte en la Sonda de Nelaton, para generar una 

absorción homogénea: 

Medición del tamaño de la sonda de nelaton: Realizado 

a ojo por ciento utiliza los dedos para referencia, el usuario 

mantiene márgenes de seguridad aproximadamente de 1cm 

del borde de la goma espuma hacia adentro. 

Tiempo que tarda el medico en reconocer el tamaño 

adecuado de la sonda para introducir dentro de la goma 

espuma: 3,75 seg. Confirmación de la medida: 8,56sg 

59


Utilización de elemento de medición para el corte de las 

fenestras a lo largo de la sonda: Ninguno, realizado a ojo 

por ciento. 

Tiempo que tarda en realizar las fenestras: 59,58 seg. 

Numero de fenestras corto en la sonda de nelaton: 12 

fenestras. 

Separación entre fenestra y fenestra a lo largo de la 

sonda: Medibles con el grosor de los dedos del médico, 

aproximadamente 3cm. 

Errores presentados al momento de hacer las fenestras: 

Unión goma espuma con sonda nelaton: No presento 

ninguno, el usuario maneja reconocimiento y recordatorio 

rápido. 

Número de puntos de unión: Cuatro puntos ubicados: 2 

en los extremos de la sonda, 1 en el centro de la sonda y 1 

en los bordes de la goma espuma. 

Tiempo que tarda en realizar los puntos: 3min 20,86 seg 

Corte del Ioban: para crear el cierre hermético de la herida: 

Número de veces que se corta la lámina de ioban: tres 

veces 

Tiempo que tarda el medico en colocar el ioban: 3 min 

06,25 seg. 

Implemento con el que cortan el ioban: bisturí 

Utilización de implemento de medición: ninguno 

Errores al momento de cortar el ioban: ninguno 

DESCRIPCIÓN DE LOS COMPONENTES DEL 

SISTEMA DISEÑADO 

Figura 3: Descripción Técnica Dispositivo Medico 

Nº1 

Todos estos pasos generados al momento de la 

implementación de la terapia aumentan un tiempo que se 

pudiese reducir, generando un sistema que se adapte a las 

necesidades de los especialistas como de los pacientes. Se 

debe acotar, que por más que la terapia se ha manejado 

netamente improvisada ha funcionado de manera efectiva 

en fracturas abiertas, acelerando el proceso de regeneración 

celular. 

En la Fase Creativa (Fig 2) se determinó como objetivo: 

El Diseño de un equipo médico de succión al vacío 

para Pacientes Intrahospitalarios con Fracturas Abiertas 

que acelere el proceso de regeneración de tejido. 


Nº2 

Se analizó por separado, cada uno de los componentes 

que utilizan en la terapia improvisada, para generar 

soluciones desde el punto de vista tecnológico y que se 

adecuaran a las necesidades y problemáticas generadas en 

la Fase analítica. 

En la Fase de Comunicación (Fig 2) se obtuvo el 

Diseño del Dispositivo Medico Clase I para pacientes 

intrahospitalarios que presenten fracturas abiertas y 

requieran de la implementación de la terapia. 

60 


Nº3


usuario. Reduce los tiempos de colocación de apósitos en 

los pacientes en un 80%, gracias a su diseño de apósitos 

con patrones de corte en la superficie. Posee un depósito 

completamente desechable, reduciendo el riesgo de 

contaminación tanto para los pacientes, como para los 

médicos o familiares de los pacientes. Reduce los costos de 

la terapia, debido a que su diseño es económico. Utilizado 

principalmente para la aplicación en Fracturas Abiertas, 

como también para pie diabético, abdomen abierto y 

quemaduras de tercer grado. Acelera el proceso de 

granulación de tejido, debido a su sistema de cierre 

hermético de la herida. Posee un compartimiento para 

resguardo del cable de corriente eléctrica. 


Nº4 

RESULTADOS 

El dispositivo médico, diseñado para que trabaje de 

manera Integral, eficiente y eficaz, dentro de centros 

hospitalarios o desde la comodidad de la casa del paciente, 

tiene como principio regenerar el tejido de una herida 

mediante su sistema de succión al vacío, aplicándole 

presión negativa al área afectada mediante una sonda que 

emite descompresión de aire, el cual es recibido por un 

apósito de poliuretano. Esta terapia se realiza de manera 

continua o intermitente, dependiendo del estado de la 

herida y del resultado que los médicos quieran alcanzar. 

CONCLUSIONES 

Las intervenciones de diseño realizadas mejoraran la 

relación Usuario-Producto, tanto a nivel de experiencia de 

uso (implantación de la terapia) como en Usabilidad 

(interfaz), induciendo este dispositivo en el área de 

Instrumentación Biomédica aportando innovación y 

desarrollo en el Área de Ingeniería Biomédica en 

Venezuela. 

Como se mencionó anteriormente sería el primer 

producto de fabricación venezolana, en el cual se tomaron 

aspectos como contexto, usuarios, improvisación de la 

terapia etc, siendo este último desarrollados por 

profesionales médicos que se desenvuelven en el área de 

traumatología, de tal manera que coloca al producto como 

una gran oportunidad de solventar y prevenir amputaciones 

o complicaciones por una fractura abierta, 

AGRADECIMIENTOS 

A la Universidad de los Andes y Profesores por abrir 

las puertas a la investigación y promover el futuro de 

jóvenes interesados en el área. 

REFERENCIAS 

Figura 7: Impresión 3D Dispositivo a tamaño Real 

y Simulación de los Componentes (sonda, apósitos, 

parche succión, película adherente) 

Es el primer Equipo Médico diseñado en Venezuela 

especialmente para la Regeneración de Tejido mediante 

Sistema de Succión al Vacío. Tiene un tamaño compacto, 

que permite que el equipo sea portable y liviano. Utiliza un 

pequeño motor que ejerce una presión mínima de 75mmHg 

máxima de 125mmHG. Posee controles e indicadores 

especialmente diseñados para satisfacer la experiencia del 

[1] Hammond C, Clift M, (2008): Evidence Review: 

Vacuum Assisted Closure Therapy.pp6-8. 

[2] 3 McNulty A, Schmidt M, Feeley T, Kieswetter K. 

Effects of negative pressure wound therapy on fibroblast 

viability, chemotactic signaling, and proliferation in a 

provisional wound (fibrin) matrix. Wound Repair and 

Regeneration 2007; 15(6): 838-846. 

[3] Bruce A. (1963-1964) “El método sistemático para 

Diseñadores” 

[4] Vivas H. (2014); Tesis Pregrado, Diseño de un sistema 

integral regenerativo de tejidos, Universidad de los Andes, 

Venezuela. 

61


DISEÑO E IMPLEMENTACIÓN DE UN DISPOSITIVO PARA LA 

MEDICIÓN DE LA VELOCIDAD DE LA ONDA DE PULSO POR 

FOTOPLETISMOGRAFÍA 

Hugo Reyes 1 , Ruben Medina 2 

1 Postgrado en Ingeniería Biomédica, Universidad de los Andes (ULA), Venezuela. 2 Investigador 

Prometeo, Departamento de Ingeniería Eléctrica, 

Electrónica y Telecomunicaciones, Universidad de Cuenca, Ecuador. 

e-mail: hugo.reyesamell@gmail.com 

RESUMEN 

El presente artículo detalla el diseño de un dispositivo para la medición de la velocidad de la onda de pulso (VOP) por 

fotopletismografía. Comprende las etapas de filtrado, amplificación, muestreo y conversión de señales, así como la implementación 

de una interfaz gráfica con comunicación serial (vía USB) , y la aplicación de diferentes algoritmos para el cálculo de 

la VOP. La medición de la VOP es un método aceptado para evaluar la rigidez arterial [1] la cual tiene estrecha relación con el 

envejecimiento de las arterias y patologías como la hipertensión arterial, la dislipidemia, la diabetes mellitus, la insuficiencia 

renal [2, 3], entre otras. 

Palabras Clave: PPG, Arterial Stiffness, Pulse Wave Velocity, Biomedical Instrumentation. 

INTRODUCCIÓN 

La onda de pulso es el registro de presión en un punto arterial 

específico a lo largo del tiempo. La forma de onda del 

pulso consta básicamente de una onda sistólica y una diastólica 

separadas por una incisura aguda (la incisura aguda corresponde 

gráficamente (fig. 1) al momento en que la válvula 

áortica se cierra y se produce la transición entre la sístole y la 

diástole.). 

Figura 1. Onda de pulso típica 

Durante la sístole ventricular la sangre es expulsada hacia 

la aorta produciendo un incremento de presión correspondiente 

a la onda sistólica. Por otra parte, la caída de presión 

posterior a la incisura aguda corresponde a la onda diastólica 

[4], fig. (1). 

La forma de onda, no obstante, es distorsionada comúnmente 

por la presencia de una onda de reflexión sistólica [5]. 

Esta se origina cuando la onda de presión llega a bifurcaciones 

arteriales importantes y produce un fenómeno de rebote que 

genera una nueva onda de presión en dirección contraria a la 

original, la cual llega al arco aórtico en el período diastólico 

del corazón. Como en dicho momento la válvula aórtica está 

cerrada se produce un aumento de presión diastólica que favorece 

la perfusión miocárdica a través de las coronarias [5]. 

Sin embargo, cuando la onda de presión (o de pulso) aumenta 

su velocidad, la onda de reflexión sistólica llega a la válvula 

aórtica cuando el corazón está en su sístole ventricular. La 

presión sistólica por ende aumenta y de forma contraria, la 

diastólica disminuye. 

Consecuentemente, se incrementa el riesgo cardiovascular 

porque el corazón necesita realizar mayor esfuerzo para 

62


expulsar la sangre y recibe menos irrigación por las arterias 

coronarias en su período diastólico [5, 6]. 

La velocidad de la onda de pulso (VOP) es la rapidez con 

que viaja la onda de presión transmitida desde la aorta a través 

del árbol arterial [6]. En la VOP, entre mayor es la rigidez 

en las paredes arteriales, a causa del envejecimiento, mayor 

es la velocidad [1, 7]. En la actualidad se ha relacionado la 

rigidez arterial y el riesgo cardiovascular [8] porque esta puede 

incrementarse con la presencia de determinadas patologías 

como: la hipertensión arterial, la estenosis aórtica, arterioesclerosis, 

la dislipidemia, la diabetes mellitus, la insuficiencia 

renal [2, 3, 4], entre otras. 

La medición de la VOP se obtiene por medio de la adquisición 

simultánea de dos señales de pulso en lugares distintos 

e identificables del árbol arterial, la distancia (d) y el retardo 

(t) entre ambas permite obtener la velocidad (v) mediante la 

ecuación d = (v)(t). 

En la presente investigación, se realiza el diseño e implementación 

de un equipo de medición de la VOP con sensores 

de fotoplestimografía. 

METODOLOGÍA 

El esquema de funcionamiento se basa en la adquisición 

de dos señales de pulso y la recepción de la señal ECG. La 

data es adquirida y/o digitalizada por el microcontrolador, para 

ser enviada a un computador personal donde se realiza el 

procesamiento y cálculo de la VOP. Los sensores son comandados 

por el circuito manejador de LEDs y estos por el DAC. 

El DAC controla también el nivel cero de las señales en los 

amplificadores y filtros activos que trabajan fuente única. 

El procesamiento de la data en el computador se realiza 

en Python. 

En términos generales, el diseño puede observarse en el 

diagrama de bloques de la fig. 2. 

ANTECEDENTES 

Para la medición de la VOP por fotopletismografía, a nivel 

de hardware, el ancho de banda de los filtros abarca frecuencias 

entre 0.8 y 13 Hz [9]. 

Para los sensores por fotopletismografía se utilizan diodos 

LEDs NIR (940nm) y fotodiodos. 

El procesamiento de las señales se implementa usualmente 

en un computador personal [9]. La identificación de los 

puntos de medición en las señales para el cálculo del tiempo 

de retardo se realiza por varios métodos: por el punto máximo, 

por el mínimo, por el punto máximo derivativo [7] o por 

medio de análisis por transformada wavelet [10]. 

En relación a la programación del entorno de trabajo en 

el computador para la recepción, procesamiento y graficación 

de datos se utilizan los lenguajes Visual Basic, C++ [7] y en 

mayor medida Matlab [11, 12, 13]. 

Algunos investigadores han propuesto la medición de la 

VOP con la adquisición de la señal ECG y solo una señal de 

pulso del árbol arterial [10]. Por otra parte, en otras investigaciones 

se plantea la medición de la VOP (o en su defecto 

solo el tiempo de retardo en las señales) con la adquisición de 

dos señales de pulso [11], y en caso de usar una ECG, la usan 

como referencia [7, 12] . 

La presente investigación busca el desarrollo de un equipo 

para la medición de la VOP con el uso de dos señales de pulso 

y una de ECG para incrementar la robustez del sistema (ante 

presencia de arritmias por ejemplo), además de un estudio para 

la optimización de un algoritmo para el cálculo de tiempo 

de retardo entre señales para la obtención de la VOP. 

Figura 2. Diagrama de bloques general 

Los sensores trabajan por el principio de fotopletismografía. 

La fotopletismografía es una medición de volumen que 

se realiza de forma óptica partiendo del hecho que cuando la 

luz incide sobre la piel, parte de ella es reflejada, otra parte 

es absorbida y la restante es transmitida. Si se mide bien sea 

la luz reflejada o la transmitida durante un período de tiempo 

determinado se obtendría una señal de fotopletismografía. 

Se seleccionaron sensores comerciales para medición de 

saturación de oxígeno. Estos traen consigo la disposición de 

dos LEDs contrapuestos (uno rojo y uno NIR, ver fig. 3) y un 

fotodiodo, así como un conector DB9 macho. 

Figura 3. Disposición de los LEDs en los sensores comerciales 

utilizados 

Se seleccionó el OPA380 como amp. de transimpedancia 

63

Vout_opa380 

10uF 

56k 

10uF 

33k 

Canal C (DAC) -Nivel de offset 1 

1uF 

2 

3 

1uF 

33k 

VCC 

1 

LM324 

27k 

0.1uF 

27k 

10k 

0.22uF 

3.9k 

0.1uF 

Canal C (DAC) -Nivel de offset 1 

27k 

6 

5 

4.7n 

4.7M 

7 

LM324 

10K 

9 

10 

1uF 

33k 

8 

LM324 

Onda de Pulso 1 


por su baja corriente de polarización (50pA) y por su capacidad 

de funcionar con fuente única. Ver fig. 4. 

El circuito posee varias etapas de filtros analógicos pasivos 

y activos. Se utilizaron amplificadores LM324. La banda 

de paso de toda la etapa de filtrado abarca el rango de 0.26- 

7.2 Hz. En la entrada positiva de los OP-amps se ha dispuesto 

una referencia para ubicar el cero de la señal de manera que 

se pueda manejar aún cuando estos funcionen con una sola 

fuente, ver fig. 5. 

Figura 5. Etapa de filtrado 

Para el muestreo y preprocesamiento de las señales se ha 

utilizado un dispositivo Arduino Uno Rev. 3. Este posee un 

ADC de 10 bits. La resolución para un rango de tensión 0-5v 

es de 4.9mV. El comando de digitalización analogread() toma 

100uS en obtener la señal y convertirla. La tasa máxima de 

muestreo es de 10000 muestras por segundo, pero en la realidad 

es menor porque está limitada por la velocidad del puerto 

serial (cuyo tasa máxima es 115200 bits por seg.). El Arduino 

se encarga del muestreo y conversión de la señal, de comandar 

el convertidor digital analógico (DAC), y de la comunicación 

con el computador personal. 

Adicionalmente, se utilizó un DAC MCP4728, que trabaja 

por I2C y con 12 bits. El cual modifica la tensión en los 

amplificadores para el control de los LEDs, y fija los voltajes 

de referencia para el cero de las señales en los filtros activos 

con fuente única. 

A nivel de software, la programación del Arduino se realizó 

con Arduino IDE. El procesamiento en el computador personal 

se implementó en Python. De manera provisional, se 

realizó un programa para recibir, procesar y graficar la data 

de dos señales de onda de pulso provenientes del Arduino. 

Las señales fueron tomadas en el dedo índice izquierdo y en 

la zona de palpación del pulso carotídeo. La identificación de 

los puntos de referencia para el cálculo de la VOP se realizó 

bajo la búsqueda de los puntos máximos locales. 

El proceso de identificación de dichos puntos se inicia umbralizando 

la señal (onda de pulso) original de manera que los 

valores que están por debajo de un umbral asignado sean descartados 

(cero lógico) y aquellos superiores a este sean conservados 

(1 lógico). Se obtiene la señal de la fig. 6. 

200 Onda de pulso original 

Figura 4. Circuito de control de LEDs y amplificador de transimpedancia 

Por otra parte, es necesario un circuito que gobierne la 

luminosidad de los LEDs en los sensores para optimizar la 

adquisición de la señal de pulso. El circuito de la figura 4 modifica 

la corriente del LED. Asegura una tensión determinada 

en la entrada positiva del OP-amp U2:D y en consecuencia en 

el emisor del transistor. Con la tensión asignada en Ve y la 

resistencia R23, se tiene que Ie=Ve/R23 y como Ie =Ic. Entonces 

la intensidad del LED cambia al modificar la tensión 

Ve. 

Filtro pasa altas fc=0.2842 Hz 

C2 

R2 

C3 

R3 

C10 

Filtro pasa bandas fc1= 0.4823 . fc2=4.8229 Hz 

4 11 

C4 

R4 

U2:A 

Notch filter f=58.9463 Hz 

C6 

R5 

R6 

C5 

R7 

R8 

C7 

R9 

fc= 7.2048 Hz 

C8 

R10 

4 11 

U2:B 

RV1 

Filtro pasa bajas fc= 4.8229 Hz 

C9 

R11 

4 11 

Onda de Pulso 1 

U2:C 

150 

100 

50 

0 

Determinacion de valores superiores al umbral 

1.4 

1.2 

1.0 

0.8 

0.6 

0.4 

0.2 

0.0 

0 1000 2000 3000 

Muestras 

4000 5000 6000 

Figura 6. Determinación de los valores de la onda original sobre 

el umbral 

Luego se calcula la derivada de la onda umbralizada obteniendo 

los flancos de subida y bajada para la ubicación de las 

zonas con máximos locales. Con dichas ubicaciones se puede 

procesar por separado cada una de las zonas identificadas para 

determinar los puntos máximos locales (fig. 7). 

1.5 Derivada de la onda umbralizada 

1.0 

0.5 

0.0 

0.5 

1.0 

1.5 

200 Zonas de maximos locales de la onda original 

150 

100 

50 

0 

0 1000 2000 3000 4000 5000 6000 

Muestras 

Figura 7. Determinación de las zonas de máximos locales con la 

derivada de la onda umbralizada 

64


RESULTADOS 

Se realizó el montaje parcial en PCB para obtener las señales 

de pulso. Los resultados obtenidos fueron satisfactorios. 

Fue posible la adquisición de la onda de pulso en diferentes 

puntos del árbol arterial: pulso carótido, femoral, digital, braquial 

y tibial. 

En la figura 8 se observa la identificación de los puntos 

máximos locales de las ondas de pulso adquiridas. El retardo 

promedio entre ellas fue de 0.1206 s. El cálculo de la velocidad, 

considerando una distancia de 1.1 m entre los puntos de 

medición, fue de aproximadamente 9.1232 m/s. 

700 Onda de pulso 1 (Pulso digital izquierdo) 

600 

500 

400 

300 

200 

100 

0 

2 

300 

3 4 5 6 7 8 

Onda de pulso 2 (Pulso carotideo) 

9 10 

250 

200 

150 

100 

50 

0 

2 3 4 5 6 

Segundos 

7 8 9 10 

Figura 8. Identificación de los puntos máximos para el cálculo 

del retardo entre las ondas de pulso 

CONCLUSIONES 

Se ha diseñado la mayoría del circuito para la adquisición 

de la VOP. La investigación está en fase de fabricación del 

circuito impreso de la etapa de aislamiento y adquisición de 

la señal ECG (ver fig.2). Con el circuito impreso fabricado se 

obtuvieron señales de pulso identificables. Los resultados del 

cálculo de la VOP (∼ 9 m/s) se acercaron a valores de referencia 

(∼ 7 m/s para un adulto menor de 30 años normotenso ) 

en otras investigaciones [1, 14] . Por otra parte, es necesaria la 

implementación de un algoritmo de control para la luminosidad 

de los LEDs para reducir la gran variabilidad en amplitud 

de las señales de pulso en los diferentes puntos de palpación 

y entre pacientes. Así como el desarrollo de algoritmos más 

robustos ante la presencia de irregularidades en las señales 

(linea base, arritmias, entre otros) 


Agradecemos de manera especial al Proyecto Prometeo 

de la Secretaría de Educación Superior, Ciencia, Tecnología e 

Innovación de la República del Ecuador por su patrocinio en 

este trabajo. 

Asimismo, agradecimientos al Dr. Mario Perez por su asesoría 

en tópicos de cardiología pertinentes a la investigación y 

al Ing. Alberto Medrano por su asesoría y apoyo en el diseño 

y fabricación de PCBs. 

REFERENCIAS 

[1] Merrill F. Elias et al (2011): Norms and reference values 

for pulse wave velocity. The Journal of Bioscience and 

Medicine, 1: pp 1-10. 

[2] Citia Galli et al (2004): La velocidad de la onda del pulso 

en la evaluación vascular de pacientes con insuficiencia 

renal. Revista Federación Argentina de Cardiología, 33: 

pp 212-217. 

[3] J. Bonet Sol (2007): Aplicación práctica de la medida de 

la onda de pulso en el estudio de la rigidez arterial. Revista 

Elsevier Saunders, 24: pp 30-34. 

[4] Guyton y Hall. (2011): Tratado de Fisiología Médica, 12 th 

Edición, Ed. México D.F: Elsevier B. V. 

[5] Fernando M. Clara et al (2005): La técnica de análisis de 

onda de pulso en la determinación del riesgo cardiovascular. 

Revista de la Federación Argentina de Cardiología, 

34: pp 213-220. 

[6] C. Estadella et al (2009): Rigidez arterial y riesgo cardiovascular. 

Elsevier Doyma, 27: pp 203-210. 

[7] R. Gonzales et al (2008): Automatic Brachial Ankle Pulse 

Wave Velocity Measurements for Vascular Damage Assessments, 

in Proc. Computers in Cardiology, 35: pp 173- 

176. 

[8] Hsien-Tsai Wu et al (2006): A Bio Signal Processing System 

for Pulso Wave Velocity Detection, in Proc. ICEED, 

pp 1-4. 

[9] Freescale Semiconductor (2012): Appl. Note AN4327, 

pp.1-39. 

[10] Gu-Young Jeong, et al (2004): Continuous Blood Pressure 

Monitoring using Pulse Wave Transit Time, in Proc. 

26 th IEEE EMBS, pp 738-741. 

[11] John C. Murphy et al (2011): An Innovative 

Piezoelectric-Based Method for Measuring Pulse 

Wave Velocity in Patients With Hypertension. The 

Journal of Clinical Hypertension, 13: pp 497-505. 

[12] Milan Chmelar y Radim Ciz (2009). Problems of Measuring 

Pulse Wave Velocity, in Proc. 8 th WSEAS CSECS, 

pp 320-323. 

[13] Kipge-Kviesis E. et al (2011). A photoplethysmography 

device for multipurpose blood circulatory system assessment. 

in Proc. SPIE-OSA, 8090: pp 1-7. 

[14] Borik Stefan (2012): Pulse wave velocity measurements. 

in Proc. XIV International PhD Workshop OWD, pp 20- 

23. 

65


DISEÑO DE UNA ESTACIÓN DE REHABILITACIÓN PARA LA 

ARTICULACIÓN DE LA MUÑECA EMPLEANDO EL PROCESO ANALÍTICO 

DE JERARQUÍA 

E. Ceballos 1 , J. Paredes 1 , M. Diaz 1 , P. Vargas, 

1 Universidad de Los Andes 

e-mail: eceballos@ula.ve 

RESUMEN 

En esta investigación se desarrolló el diseño de una estación de rehabilitación para la articulación de la muñeca con 

problemas de Tendinitis. Se realizaron diversos estudios antropométricos relacionados con las dimensiones y ángulos de 

movimiento de la articulación de la muñeca en la población venezolana. A partir de la información recolectada se 

elaboraron diferentes propuestas de diseño, las cuales fueron evaluadas mediante la aplicación del Proceso Analítico de 

Jerarquía. Luego de la evaluación y selección de las propuestas se utilizaron software CAD-CAE para la definición de las 

formas, geometrías y materiales de los diferentes componentes del dispositivo, para su posterior análisis estructural con la 

determinación del estado tensional de esfuerzos y deformación. En esta investigación se logró diseñar un dispositivo que 

ayudara a la rehabilitación de la articulación de la muñeca permitiendo realizar la combinación de movimientos de flexión 

dorsal-palmar y cubital-radial para la recuperación de la funcionalidad de la articulación. 

Palabras Clave: Rehabilitación de articulación de la muñeca, Proceso Analítico de Jerarquía, Diseño. 

INTRODUCCIÓN 

En los últimos años se han desarrollado diferentes 

dispositivos de rehabilitación para las articulaciones de 

muñeca con lesiones originadas por accidentes, caídas, 

golpes, malas posturas en el lugar de trabajo o ejecuciones 

erróneas repetitivas en actividades deportivas. Este tipo de 

lesiones pueden generar molestias y dolor en la movilidad 

de la articulación, presentándose severas inflamaciones en 

los músculos y tendones (Tendinitis) [1]. Dentro del 

tratamiento de rehabilitación de la articulación de la 

muñeca, se destacan tres etapas principales, 1 era etapa 

inmovilización de la articulación, 2 da etapa de exposición 

de los tendones y músculos a cambios térmicos entre frio y 

calor, y una 3 era etapa en la que el médico fisiatra realiza 

movimientos suaves en la articulación para ir recuperando 

la tonificación y la masa muscular [2]. Motivado a que en 

la 3 era etapa el médico Fisiatra se encarga de ejercitar 

dichos músculos durante largos periodos de tiempo 

resultando una actividad extenuante, se planteó la 

necesidad de diseñar una estación de rehabilitación que 

permita co-ayudar a ejecutar dichos movimientos 

programados y controlados. Mediante el diseño de este 

dispositivo se busca facilitar la labor del médico fisiatra en 

la rehabilitación de la articulación de la muñeca. 

Dentro de la gama de equipos utilizados para la 

rehabilitación de la articulación de la muñeca, encontramos 

los equipos como el Haptic Robot, el cual es un dispositivo 

robótico desarrollado por el Instituto para la Rehabilitación 

de Eslovenia y se basa en un diseño de armazón 

estructural tipo exoesqueleto con fijación al suelo; este 

dispositivo permite la rehabilitación del brazo, antebrazo y 

muñeca en un rango de movilidad significativo, 

adicionalmente se caracteriza por poseer un controlador de 

movimiento activado por un actuador lineal acoplado sobre 

una rótula esférica. [3]. Entre otro de los dispositivos 

destacados en rehabilitación de muñeca y antebrazo, es el 

desarrollado por el Istituto Italiano di Tecnologia, este 

robot posee tres grados de libertad controlados por tres 

motores rotatorios DC con sistemas de transmisión de 

engranaje cónico, el cual cuenta con un protocolo 

terapéutico que permite la restauración de la funcionalidad 

de la muñeca en pacientes con accidente cerebrovascular 

crónico, [4]. A finales del 2008, Investigadores de la 

Universidad Rice en Houston, U.S.A, desarrollaron un 

dispositivo de rehabilitación exoesquelético con fines de 

rehabilitación y entrenamiento para pacientes con lesiones 

neurológicas en las articulaciones de la muñeca y 

antebrazo, [5]. Este dispositivo se caracteriza por ser un 

robot de cuatro grados de libertad accionados por motores 

rotatorios DC acoplados a sistemas de transmisión de 

cabrestante, en dicho diseño se observa la carencia de 

portabilidad. La mayoría de los equipos utilizados en 

rehabilitación se caracterizan por poseer diseños 

66


estructurales exoesqueléticos con escaza portabilidad y 

movilidad, niveles altos de consumo energético y gran 

volumen, por lo que ocupan considerable espacio en las 

salas de rehabilitación. Al considerar estos aspectos, este 

trabajo, consiste en el diseño funcional de una estación de 

rehabilitación con menor volumen que permitiera ejecutar 

las diferentes rutinas de rehabilitación para las diversas 

afecciones en la articulación de la muñeca. 

METODOLOGÍA 

En el proceso de diseño del dispositivo de 

rehabilitación se empleó la Metodología del Diseño 

Industrial con enfoque desde la ingeniera concurrente [6], 

y para la selección de las propuestas se empleo la 

metodología del Proceso Analítico de Jerarquía, [7]. En el 

desarrollo del diseño se establecieron las siguientes etapas: 

Fase 1. Identificación de las necesidades de diseño, Fase 2. 

Especificación de los requerimientos de diseño, Fase 3. 

Diseño Conceptual, Fase 4. Diseño Preliminar e ingeniería 

básica del dispositivo, y Fase 5. Diseño final e ingeniería 

de detalle del dispositivo de rehabilitación. 

Fase 1. Identificación de las necesidades. En la fase 1, 

se identificaron las necesidades requeridas para el diseño 

del dispositivo de rehabilitación, de las cuales se destaca la 

necesidad de poder programar y ejecutar rutinas de 

ejercicios durante largos periodos de tiempo, ser 

confortable y que no cause molestias al usarlo. Los 

usuarios del dispositivo se caracterizaran por ser pacientes 

que presentan cuadros de tendinitis o sinovitis aguda, en 

edades comprendida entre los 15 a 21 años, con un 

diagnostico de nutrición normal en el percentil 50, y un 

peso comprendido entre 55 a 90 Kg. La altura oscila de 125 

a 177,5 cm, según se constata en el Centro 

FUNDACREDESA [8]. La antropometría de la manoantebrazo 

se caracteriza por tener un ancho de la mano con 

pulgar: 9.8cm (5%), 10.7cm (50%), 11.6cm (95%) en 

hombres, una distancia promedio del centro de masa de la 

mano a la articulación de la muñeca 7.11 cm. El peso del 

antebrazo (1.5Kg) y mano (0.5Kg) corresponden en 

promedio al 2.2% del peso total del paciente [9], 

movilidad normal de la articulación de la muñeca flexión 

dorsal-palmar (65° -70°) y cubital-radial (15°- 30°) [10]. 

Fase 2. Especificación de los requerimientos de 

diseño del dispositivo de rehabilitación. En esta fase se 

establecieron los requerimientos de diseño. 

a) Requerimientos funcionales, Proporcionar 

estabilidad del miembro al moverse, permitir el 

movimiento de arco dentro de un rango de -50° hasta +50° 

en flexión dorsal-palmar y un rango de -15° a +15° en 

flexión radial-cubital, [10]. Soportar los esfuerzos y 

deformaciones del sistema a cargas estáticas y fluctuantes. 

b) Requerimientos Ergonómicos, adaptación a las 

dimensiones del antebrazo y de la mano para percentiles 5, 

50 y 95 [10]. Instalación fácil, rápida y entendible, 

permitir la movilización suave y controlada sin generar 

incomodidad ni dolor intenso al paciente. 

c) Requerimientos formales, usar geometrías curvas que 

permitan mantener una armonía integral estética entre el 

dispositivo y el paciente, así como permitir que la carcasa y 

componentes puedan ser pintados para la personalización. 

d) Requerimientos Tecnológicos, utilización de 

materiales, procesos de manufactura disponibles en el país, 

empleo de mano de obra nacional y uso de componentes 

electrónicos asequibles. 

Fase 3. Diseño conceptual del dispositivo de 

rehabilitación. En esta fase se generó una propuesta 

formal sencilla del dispositivo de rehabilitación a partir de 

los requerimientos y especificaciones planteadas en la fase 

II. En este concepto se plasmó la idea de diseñar la estación 

de rehabilitación con características estructurales simples y 

de volumen pequeño con movilidad en los dos ejes 

principales de rotación. 

Fase 4. Diseño preliminar e ingeniería básica del 

dispositivo de rehabilitación de la muñeca. En esta etapa 

se definieron las formas, geometrías, dimensiones, 

tolerancias, materiales y mecanismos para generar las 

diversas propuestas. Adicionalmente se utilizaron las 

medidas antropométricas recopiladas en las fases 1 y 2, 

para generar el dimensionamiento y la forma de los 

diferentes componentes que constituirán el equipo. Los 

materiales empleados en el desarrollo del dispositivo de 

rehabilitación fueron las aleaciones de aluminio 6061 y 

acero aleado de alta resistencia. El dispositivo robótico 

propuesto constara de dos grados de libertad accionados 

por actuadores rotatorios SMC Series CRB2 controlados 

mediante una tarjeta de control Arduino UNO R3, un 

acelerómetro 3D que permitirá registrar el posicionamiento 

del dispositivo y un programa en lenguaje C++ 

desarrollado en software libre para la programación y 

control del dispositivo. El sistema mecánico constara con 

tres pares cinemáticos de revolución, dos pares cinemáticos 

prismático y un par cinemático helicoidal para el ajuste del 

dispositivo a diferentes tamaño de mano, estos pares 

cinemáticos permitirán ejecutar al mismo tiempo los 

ejercicios de rehabilitación de forma programada y 

controlada las flexiones en los ejes Radial-Cubital y 

Dorsal-Palmar. Ver figura 1. 

Flexion Radial-Cubital (- 

15° a +15°) 

Flexion Dorsal –Palmar (-50° 

a +50°) 

Figura 1. Grados de Movilidad 

67


Dentro de la fase de ingeniería básica se desarrollaron 

dos propuesta de diseño, variando la disposición del brazo 

en el dispositivo, ver figura 2. 

Propuesta B. Esfuerzo Principal Máximo (19.89 MPa) 

Propuesta A (Posición 

Neutral) 

Propuesta B (Posición 

Flexionante) 

Figura 3. Análisis Tensional de Esfuerzos 

Figura 2. Propuestas de Diseño 

Fase 5. Diseño final e ingeniería de detalle del 

dispositivo de rehabilitación. En esta fase se realizaron 

los análisis cinemático, cinéticos y de esfuerzos, 

relacionados con el comportamiento del dispositivo ante las 

cargas generadas por el peso de la mano. En esta fase del 

diseño se estudiaron el comportamiento del campo 

tensional, deformación y factor de seguridad de los 

diferentes componentes del dispositivo. En el análisis 

cinético se estudio el comportamiento de la variación del 

momento impulsor de los actuadores rotacionales en 

función de los diferentes valores del ángulo de rotación 

ubicados en el par cinemático de revolución de la barra 

rotacional accionado servomotor [11], este valor 

correspondió a un valor máximo de 538 N.mm, a un ángulo 

de giro de 0°. A partir de este análisis se pudo establecer el 

torque máximo para la selección del actuador rotacional. 

En el análisis estructural del dispositivo se 

establecieron los siguientes parámetros: peso de la mano 

(P= 0.5 kg) [9], cargas, condiciones de apoyos, propiedades 

de los materiales (aluminio 6061 con σy = 95 MPa, E =70 

GPa, v = 0,23 y acero aleado de alta resistencia con σy = 

210 MPa, E = 195 GPa, v = 0,29), [12], y tipo de mallado, 

para así obtener los resultados del campo tensional, 

deformaciones y factor de seguridad de los diversos 

componentes, ver figura 3. 

En la figura 3, se aprecia en ambos análisis que los 

valores de esfuerzos principales se encuentran por debajo 

del valor del esfuerzo de fluencia, indicando que no 

presentaran falla por deformación plástica. 

Aplicación del Proceso Analítico de Jerarquía para 

la selección de propuesta. En la aplicación de la 

metodología se establecieron los criterios de evaluación de 

las propuestas de diseño, a partir de los requerimientos 

planteados en la fase II. Estos criterios se agruparon 

dentro de cuatro criterios de evaluación principales: 

funcionales, ergonómicos, formales y tecnológicos, que 

luego se ramificaron en subcriterios de diseño, para formar 

el árbol de jerarquía [7]. Ver figura 4. Al establecer el 

Árbol Jerárquico de los criterios y subcriterios de 

evaluación, se procedió a asignar los pesos de importancia 

mediante matrices de comparaciones entre los criterios y 

subcriterios de cada nivel. En el establecimiento de los 

pesos y la realización de las comparaciones, se consultó a 

varios especialistas en el área de diseño para la asignación 

de los pesos en una escala del 1 (Igual) al 9 (Extrema), [7]. 

Luego de establecer todos los pesos en las matrices de 

comparación en todos los niveles de jerarquización, se 

procedió a introducir los datos en un software de selección 

de alternativas mediante múltiples criterios para la 

evaluación de las propuestas. 

Propuesta A. Esfuerzo Principal Máximo (17.98 MPa) 

Figura 4. Árbol de Jerarquía 

68


RESULTADOS 

Al designar los diferentes pesos de comparación, se 

obtuvo que los criterios de diseño con mayor relevancia 

fueron: Movilidad (13.7%), Programable (12.5%) y 

Controlable (12.5%), presentando así una mayor relevancia 

en su diseño funcional. Al conocer el nivel de importancia 

de los criterios se procedió a evaluar cada propuesta con 

respecto a cada uno de los dieciochos subcriterios del árbol 

de jerarquía mediante matrices de comparación [7], 

obteniéndose los resultados presentados en la figura 5. 

estructural se determinó que los componentes del equipo no 

presentarán falla por deformación plástica durante su vida 

útil. Con los materiales y las geometrías propuestas 

permitirán un fácil mecanizado y ensamblado. Mediante la 

aplicación del Proceso Analítico de Jerarquía se pudo 

determinar que la propuesta A resultó ser la más apropiada 

para el desarrollo del dispositivo, con una tendencia de 

selección del 53%. Se concluye que el prototipo presentado 

puede ser considerado como una alternativa útil para asistir 

al médico fisiatra en la realización de los ejercicios de 

rehabilitación para la articulación de la muñeca. 


Al CDCHTA de la Universidad de Los Andes por el apoyo 

financiero al proyecto N° A-778-11-02-C. 

REFERENCIAS 

Figura 5. Evaluación de las Propuestas 

En la figura 5, se puede observar que la propuesta A 

superó a la propuesta B en la mayoría de los criterios de 

evaluación (funcionales, ergonómicos, formales, técnicoproductivo) 

con una tendencia de selección del 53%. 

DISCUSIÓN 

Mediante la aplicación del Proceso Analítico de Jerarquía 

al proceso de diseño, se pudieron identificar los criterios 

más significativos para el diseño del dispositivo de 

rehabilitación, lográndose determinar que con el desarrollo 

de la propuesta “A” se realizaran los ejercicios de 

rehabilitación de forma más confortable y cómoda con 

respecto a la propuesta “B”, permitiendo ejecutar los 

ejercicios de rehabilitación por un tiempo más prolongado 

sin ocasionar agotamiento o molestias al paciente, 

permitiendo así reducir el tiempo en la recuperación. 

CONCLUSIONES 

En el trabajo presentado se mostró el estudio preliminar 

del desarrollo de un dispositivo de rehabilitación 

programable para la articulación de la muñeca a partir de 

los requerimientos de diseño establecidos en la fase II del 

desarrollo. Al realizar los análisis cinemáticos y cinéticos 

se pudieron determinar los parámetros como el par de 

torsión y la potencia mínima necesaria para la selección 

de los actuadores rotacionales del dispositivo. Del análisis 

[1] Almekinders L. C. (1998): Tendinitis and other chronic 

tendinopathies. Journal of American Academy of 

Orthopedic Surgery 6:157-164. 

[2] Brotzman, B. (1996): Handbook of Orthopedic 

Rehabilitation, USA: Mosby Inc. 

[3] Oblack, J. et al (2010): Universal Haptic Drive: A 

Robot for Arm and Wrist Rehabilitation. IEEE 

Transactions on Neural Systems and Rehabilitation 

Engineering, Vol. 18, N°. 3. 

[4] Squeri V. et al (2013): Wrist Rehabilitation in chronic 

stroke patients by means of adaptive, progressive robot 

aided therapy. TNSRE-2012-00127.R1. Jornadas IEEE. 

[5] Gupta, A. et al (2008): Design, Control and 

Performance of Rice Wrist: A Force Feedback Wrist 

Exoskeleton for Rehabilitation and Training. The 

International Journal of Robotics Research 2008 27: 233. 

[6] Aguayo, F. et al (2003): Metodología del diseño 

industrial: un enfoque desde la ingeniería concurrente. 

España: Ra-Ma. 

[7] Saaty, T. (1998): Método Analítico de Jerarquía 

(AHP); Principios Básicos. EN: Evaluación y Decisión 

Multicriterio. Reflexiones y Experiencias. Editado por 

Eduardo Martínez y Mauricio Escudey. Edit. Universidad 

de Santiago. Pp17-46. 

[8] Fundación Centro de Estudios Sobre Crecimiento y 

Desarrollo de la Población Venezolana 

(FUNDACREDESA). (1993): Tabla de peso, talla, 

circunferencia cefálica, longitudes de huesos de la 

población venezolana. Venezuela. 

[9] Le Veau, B. (1991): Biomecánica del movimiento 

Humano (1ª ed.). México: Trillas. 

[10] Panero, J. et al (1996): Las Dimensiones Humanas en 

los Espacios Interiores, 7a ed., México: Ediciones G. Giii. 

[11] Barrios, A. (2007): Fundamentos de Robótica, 2ª ed., 

España: Mc Graw Hill. 

[12] Beer, F. et al (2007): Mecánica de Materiales, 4ª ed., 

México: Mc Graw Hill. 

69


DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN DE UN ELECTROMIÓGRAFO PARA SOPORTE 

EN EL DIAGNÓSTICO DEL SÍNDROME DEL TÚNEL CARPIANO 

Rodríguez Jessica 1 , Aguirre Iñaki 1 , Gómez Claudia 1 

Departamento de Control y Automatización, Escuela de Sistemas, 

1 


e-mail: jessi.arianny@gmail.com 

RESUMEN 

La siguiente investigación describe el diseño y la construcción de un sistema biomédico, que permite registrar la actividad 

eléctrica de los músculos. Este sistema es de relevante importancia ya que sirve de soporte a la medicina en el diagnóstico 

de trastornos o afecciones musculares, entre ellos el síndrome del túnel carpiano. El electromiógrafo diseñado consta de una 

etapa de acondicionamiento de la señal conformado por la amplificación y filtrado de la misma, siendo el amplificador de 

instrumentación AD 620 el componente electrónico principal. Para la digitalización de la señal se hace uso de un conversor 

analógico digital en combinación con un microcontolador y un software para la visualización de la señal mioeléctrica en un 

computador. 

Palabras Clave: Electromiógrafo, Amplificador de instrumentación, Señales mioeléctricas, Túnel carpiano. 

INTRODUCCIÓN 

En los últimos años, la Ingeniería Biomédica o 

Bioingeniería ha crecido considerablemente debido a la 

búsqueda de nuevas técnicas y tecnologías, que ayuden a la 

medicina al diagnóstico, prevención y tratamiento de 

enfermedades que afectan al ser humano. Esto conlleva a 

que cada dispositivo que se quiera diseñar e implementar 

no sólo sea eficiente sino también que sea portátil y fácil de 

manejar. 

Una de las principales técnicas para adquirir información 

del cuerpo es la electromiografía. La electromiografía 

(EMG) es el estudio de los potenciales eléctricos generados 

por los músculos durante el movimiento. En la 

electromiografía de superficie (SEMG), la señal es 

adquirida mediante electrodos superficiales localizados 

sobre la piel, dando información sobre la actividad eléctrica 

total asociada con la contracción muscular, obteniéndose 

este potencial en un intervalo de 50 µV a 5 mV. El ancho 

de banda para músculos estriados es de 2-500 Hz, y para 

músculos lisos 0.01-1Hz [1]. 

Para analizar las señales EMG se requiere de un 

programa computarizado que muestre los valores 

potenciales (mV), para analizar los patrones de contracción 

muscular y observar si el músculo presenta alguna 

anomalía causada por el síndrome del túnel carpiano. El 

síndrome del túnel carpiano se define como el síndrome 

neurológico producido por el atrapamiento del nervio 

mediano en el túnel carpiano, estructura que comparte con 

los tendones flexores de los dedos [2]. 

En algunos casos es difícil de diagnosticar y por ello 

existen distintas pruebas tanto físicas como eléctricas para 

su diagnóstico, entre ellas la prueba de velocidad de 

conducción nerviosa (VCN), la electromiografía (EMG), la 

ecografía (US), la resonancia magnética (MRI) y la 

tomografía computarizada (TC) [3]. 

En la mayoría de los casos se utiliza la combinación de 

las pruebas VCN y EMG para su diagnóstico. La VCN es 

la evidencia más concluyente del síndrome del túnel 

carpiano, en donde se mide el impulso nervioso, si el 

nervio mediano está dañado, el músculo tardará más en 

responder al impulso eléctrico inducido. Cuanto más 

demore el impulso nervioso, peor será el daño nervioso. La 

EMG, mide el grado de función anormal de los músculos. 

Se coloca un electrodo en varios músculos a los que llega 

el nervio mediano y se observan los patrones de 

contracción con el músculo relajado y contraído, si no 

registra actividad eléctrica al contraer el músculo o si se 

registra al estar el músculo en reposo, se puede estar en 

presencia de una anomalía en dicho músculo y el médico 

procedería con el tratamiento adecuado [4]. 

El objetivo es diseñar y construir un sistema de 

adquisición de señales mioeléctricas, que permita visualizar 

la actividad eléctrica de los músculos que se ven afectados 

por el síndrome del túnel carpiano y servir como soporte 

70


para su posterior diagnóstico. Para adquirir la señal EMG 

se necesitarán etapas de tratamiento, acondicionamiento y 

de adquisición de los datos obtenidos. Por último se 

diseñará una última etapa de visualización de los datos, con 

un software para el usuario que permita la visualización de 

los datos en tiempo real. 

Balza (2012), construyó un electromiógrafo de cuatro 

canales, utilizando una tarjeta de adquisición de datos 

LabJack U3 para hacer la digitalización de las señales 

EMG obtenidas y luego controlar los movimientos para el 

exoesqueleto del brazo. Para el caso de estudio se tendrá 

como guía el modelo usado por Balza (2012), modificando 

el número de canales empleado y el método usado para la 

digitalización de la señal [5]. 

1. METODOLOGÍA 

La implementación del electromiógrafo diseñado permite 

la visualización de las señales EMG en el computador. La 

comunicación con el computador se obtiene a través del 

puerto USB, conectado a Arduino UNO que se encuentra 

acoplado al dispositivo. El sistema de adquisición de 

señales EMG está constituido por las etapas del diagrama 

de bloques de la Figura 1. 

La metodología seguida corresponde a adquirir las 

señales EMG, a través de los electrodos superficiales, luego 

someterla a un acondicionamiento donde es amplificada y 

filtrada. Finalmente se realiza el tratamiento digital 

ejecutado por el ARDUINO UNO, para transferir los datos 

obtenidos al computador y visualizar la señal EMG en un 

software diseñado en Eclipse. 

señal. Esta etapa está formada por la amplificación y 

filtrado de la señal. 

1.1.1. AMPLIFICADOR DE INSTRUMENTACIÓN 

El amplificador de instrumentación permite convertir la 

tensión de salida del sensor, que suele ser de pequeña 

amplitud y con impedancia alta, en una magnitud utilizable, 

adaptando impedancias y amplificando la señal útil (señal 

diferencial) [6]. La ganancia utilizada será de 1000, la cual 

se calcula aproximadamente como la inversa del orden de 

magnitud de la señal mioeléctrica (10 -3 ), para obtener una 

mejor amplificación de la señal EMG. El valor de la 

ganancia dependerá de cuánta amplificación necesite un 

sistema de adquisición de señales. 

1.1.2. FILTRADO DE LA SEÑAL 

El filtrado de una señal es una de las partes más 

importantes en el diseño de un electromiógrafo, ya que 

determinará el ancho de banda en el que trabajará. Una 

señal EMG se encuentra en un intervalo de valores entre 0 

Hz y 500 Hz, por lo tanto un dispositivo para 

electromiografía sólo debe dejar pasar señales que se 

encuentren en dicho intervalo. Sin embargo, el circuito 

diseñado trabaja en un intervalo de aproximadamente 33 

Hz a 397 Hz, el cual es un buen ancho de banda ya que se 

considera que el intervalo dominante es de 50 Hz a 150 Hz 

[1]. 

FILTRO PASA BAJO 

El filtro Butterworth pasa bajo, permite que el sistema 

deje pasar frecuencias inferiores a una frecuencia 

determinada denominada frecuencia de corte [7]. El filtro 

pasa bajo implementado está diseñado para que deje pasar 

frecuencias hasta 397 Hz, aproximadamente. 

FILTRO PASA ALTO 

El filtro Butterworth pasa alto, permite atenuar la señal 

a valores de frecuencia bajos [7]. El filtro diseñado deja 

pasar solo frecuencias que se encuentren a partir de 33 Hz. 

Figura 1. Sistema de adquisición de señales EMG 

Debe mencionarse que la colocación de los electrodos 

influye en la obtención de la señal EMG, por lo que se 

recomienda que los electrodos sean colocados en un 

músculo de mayor volumen, ya que al no tener contacto 

con otro músculo, se puede asegurar que el potencial de 

acción es del músculo deseado. 

1.1. ACONDICIONAMIENTO DE LA SEÑAL 

La primera etapa de funcionamiento proveniente del 

electromiógrafo corresponde al acondicionamiento de la 

FILTRO DE NOTCH 

El filtro de Notch permite el paso de señales en una 

frecuencia específica. El uso del filtro de Notch en el 

diseño del electromiógrafo se debe a la necesidad de 

eliminar la interferencia que produce la red eléctrica, la 

cual es de 60 Hz. 

1.2. TRATAMIENTO DIGITAL 

La etapa final para la adquisición de señales EMG, es el 

tratamiento digital correspondiente a Arduino UNO. No 

obstante, la conversión analógica-digital puede ser 

realizada haciendo uso de otro microcontrolador o 

cualquier dispositivo capaz de realizar dicha conversión. 

71


Las razones por la cual se decidió usar ARDUINO son por 

su bajo costo, por la documentación que posee, por su 

versatilidad y por ser un microcontrolador de software 

libre. 

Un cable USB permite que la comunicación entre el 

sistema analógico (electromiógrafo) y el computador sea 

posible. La visualización en tiempo real de la señal se hace 

a través de una aplicación desarrollada en el lenguaje de 

programación Java y servirá de soporte no solo para 

diagnosticar el síndrome del túnel carpiano sino cualquier 

otra miopatía muscular. En la Figura 2, se muestra el 

esquema electrónico a implementar para la tarjeta de 

electromiografía donde se observa la ubicación de los 

filtros descritos anteriormente. 

2. RESULTADOS 

El dispositivo final corresponde a la unión de la tarjeta 

de electromiografía, al ARDUINO (ambos contenidos en 

una caja de acrílico) y al computador que mostrará las 

señales adquiridas a través de la aplicación. En la Figura 4, 

se observa el prototipo de electromiógrafo final conectado 

al paciente. Las características técnicas del dispositivo se 

muestran en la Tabla 1. 

Tabla 1. Características técnicas 

Conversor A/D 

Filtro pasa bajo 

Filtro pasa alto 

Filtro rechaza banda 

Factor de rechazo de modo común 

Resolución 

10 bits 

397 Hz 

33 Hz 

60 Hz 

130 dB 

4,9 mV 

Para el presente proyecto se seleccionaron tres 

músculos superficiales de antebrazo: el extensor cubital del 

carpo, el flexor cubital del carpo y el abductor corto del 

pulgar. La validación de los resultados obtenidos se basó en 

los movimientos que cada músculo registraba, conocido 

como patrones de contracción máximo, regular o mínimo, 

dependiendo de la intensidad con la que se ejecuta el 

movimiento. Esta información fue aportada por el doctor 

Pérez C. Antonio de la Unidad de Fisiatría IAHULA. 

Para registrar los patrones de contracción de los 

músculos seleccionados se definió un movimiento 

particular para cada uno de ellos. Para el músculo extensor 

del carpo los movimientos ejecutados por el paciente son 

extender la muñeca y cerrar el puño. Para estudiar el flexor 

cubital del carpo, se pidió al paciente flexionar la muñeca y 

para registrar la actividad muscular del músculo abductor 

corto del pulgar, se pidió al paciente flexionar el pulgar. 

Figura 2. Circuito final para la detección de señales 

mioeléctricas 

La Figura 3, corresponde al circuito impreso de la 

tarjeta de electromiografía diseñada junto a la caja donde se 

encuentra contenida. El ARDUINO se encuentra en la parte 

inferior de la caja. 

La señal capturada y mostrada en la parte superior de la 

Figura 4, corresponde a la aplicación desarrollada en el 

lenguaje de programación Java. 

Figura 3. Circuito impreso de tarjeta de 

electromiografía junto a caja que lo contiene 

Figura 4. Sistema de adquisición de señales EMG 

completo 

72


Los resultados obtenidos varían de acuerdo a cada 

persona. En la base de datos de la página web del National 

Institute of Biomedical Imaging and Bioengineering se 

encuentran las imágenes mostradas en la Figura 5, donde se 

aprecia señales EMG sana y con alguna anormalidad.. 

La interpretación de las señales EMG, son parte 

fundamental en el diagnóstico médico para diversas 

miopatías, entre ellas la del síndrome del túnel carpiano. 

No obstante, para diagnosticar dicho síndrome se toman en 

cuenta otras opciones, como el examen físico y el de 

conductividad nerviosa, la electromiografía sirve de ayuda 

para saber en qué estado se encuentran los músculos y 

completar el diagnóstico. 

Un examen de electromiografía suele ser costoso, 

debido a que no en todos los hospitales o clínicas tienen 

acceso a electromiógrafos, bien sea por los costos del 

dispositivo o por falta de personal capacitado. Una de las 

bondades del proyecto elaborado es su bajo costo. El costo 

total estimado del electromiógrafo diseñado es de 60$, 

incluyendo el ARDUINO UNO. Es un dispositivo 

accesible al público, ya que en el mercado se encuentran 

valorados a partir de 500$ (Myotrac T4000P). 

REFERENCIAS 

Figura 5. Ejemplos de electromiografías [8] 

En la Figura 6 se observa la señal EMG obtenida de un 

paciente que no sufre del síndrome del túnel carpiano. Esto 

se puede afirmar ya que cuando se realizó la prueba el 

músculo evaluado respondía al momento de ejecutar cada 

movimiento solicitado. Si al realizar un movimiento el 

músculo no muestra ningún patrón de contracción, debe 

consultarse al médico para hacer un estudio más completo 

que determine si el paciente presenta problemas a nivel del 

nervio mediano, producido por el síndrome del túnel 

carpiano. 

Figura 6. Patrones de contracción muscular del 

extensor cubital 

CONCLUSIONES 

Cada día es más importante el aporte de la ingeniería en 

el campo de la medicina. A medida que avanza la 

tecnología la humanidad debe acoplarse a ella y sacar el 

mayor provecho de la misma. El proyecto elaborado se 

desarrolló con el fin de aportar un dispositivo que fuera 

útil, fácil de manejar y de bajo costo para las personas que 

necesiten de él. 

[1] Guerrero Martínez, J. (2010-2011), Bioseñales. 

Universidad de Valencia, España. 

[2] Rodríguez M. D., García C. M., Mena M. J., Silió V. F. 

y Maqueda B. J. (2007), Enfermedades profesionales 

relacionadas con los trastornos musculo-esqueléticos. 

Síndrome del Túnel Carpiano. 

[3] Deniz E., Oksüz E, Sarikaya B, Kurt S, Erkorkmaz U, 

Ulusoy H, Arslan S. (2012). Comparison of the Diagnostic 

Utility of Electromyography, Ultrasonography, Computed 

Tomography, and Magnetic Resonance Imaging in 

Idiopathic Carpal Tunnel Syndrome Determined by 

Clinical Findings. University Faculty of Medicine, 

Department of Neurosurgery, Tokat, Turkey. 

[4] Joseph J. Biundo, Perry J. Rush (2013), Síndrome del 

túnel carpiano. American College of Rheumatology. USA. 

[5] Balza, V. (2012), Construcción de un prototipo de 

sistema Exoesqueleto de un brazo con dos grados de 

Libertad controlado con señales Mioeléctricas. Tesis de 

grado para la obtención del título de Ingeniero de Sistemas, 

Escuela de Sistemas, Universidad de Los Andes, Mérida, 

Venezuela. 

[6] DataSheetAD620 (2010), Data Sheet. (Visitado 2010, 

Noviembre 10) [Documento PDF ONLINE]. URL 

http://www.datasheetcatalog.com/datasheets_pdf/A/D/6/2/ 

AD620.shtml 

[7] Texas Instruments (2002), Analysis of the Sallen-Key 

Architecture. Application Report. (1999, July). Revised 

September 2002. Documento PDF ONLINE. URL 

http://www.vyssotski.ch/BasicsOfInstrumentation/Analysis 

OfTheSallen-KeyArchitecture.pdf 

[8] PhysioNet 2011. USA National Institute of Biomedical 

Imaging and Bioengineering. (Disponible en: 

http://physionet.org/physiobank/database/emgdb/) 

73


SIMULADOR ELECTRÓNICO PARA LA PRÁCTICA Y APRENDIZAJE DE 

NUDOS DE SUTURA QUIRÚRGICA 

David Rojas 1 , Sayra Cristancho 2 , Claudia Rueda 1 , Lawrence Grierson 3 , Adam Dubrowski 3 , Alex 

Monclou 1 

1 

Grupo de Investigación BISEMIC (Bioingeniería Señales y Microelectrónica) Universidad Pontificia Bolivariana, 

Seccional Bucaramanga, Colombia. 

RESUMEN 

2 University of Western Ontario. London Canadá 

3 SickKids Learning Institute, Toronto Canadá 

e-mail: claudia.rueda@upb.edu.co 

En la actualidad se busca que las prácticas sobre simuladores para habilidades médicas generen no solo una 

evaluación subjetiva, por parte de los expertos en cada una de las áreas a practicar, sino que también se genere una 

evaluación objetiva, basada en análisis numéricos que permita definir la calidad del procedimiento realizado. En este 

trabajo se describe el diseño y construcción de un simulador de nudos de sutura quirúrgica de bajo costo, con el cual se 

busca evaluar si es posible realizar la práctica sobre un simulador electrónico, pero a su vez poder obtener información 

numérica sobre la calidad del procedimiento, así como también la calidad del proceso para lograr el nudo y su producto 

final. Esto se realizó con un estudio de validación del prototipo realizando toma de datos con un grupo de 

expertos, novatos e intermedios, que permitieron concluir si es posible generar una clasificación entre las personas que 

realizaron la práctica y los resultados obtenidos. 

Palabras Clave: Simulador, Nudos, Clasificación, Evaluación. 

INTRODUCCIÓN 

Se describe en este trabajo la metodología utilizada para 

la construcción y validación de un simulador de nudos de 

sutura quirúrgica, capaz de generar un conjunto de datos 

numéricos, que al ser analizados permitan tomar decisiones 

en cuanto a la clasificación de habilidades de los 

practicantes de cirugía, esta caracterización está delimitada 

en cuanto a practicantes expertos, intermedios y novatos. 

de las paredes que permiten evaluar el movimiento que se 

haga sobre estas bandas, además posee un sensor de 

presión que mide la presión de aire que es inyectada al 

tubo, de esta manera se obtienen lecturas objetivas de cuan 

fuerte están unidos cada una de las paredes al final de la 

elaboración del ejercicio. 

Se busca generar de una manera objetiva una 

evaluación de las destrezas que se puedan adquirir con la 

práctica en simuladores de procedimientos médicos [1]. 

Con el estudio de validación del equipo se logró analizar si 

este es viable para realizar autoaprendizaje de habilidades 

básicas de un cirujano. 

METODOLOGÍA PARA EL DESARROLLO Y 

VALIDACIÓN DEL PROTOTIPO 

El SmartSim, es un simulador de nudos de sutura 

quirúrgica, que permite al practicante elaborar un nudo 

uniendo dos tubos elásticos que se encuentran paralelos a 

una distancia de 5 cm entre sí (figura 1), estos simulan las 

dos paredes de piel que se desean unir con el nudo. El 

simulador cuenta con dos sensores de flexión en cada una 

Hardware del Sistema 

Figura 1. SmartSIM 

El SmartSim es un simulador de bajo costo donde se 

implementó un sistema de adquisición de datos en un 

microcontrolador de la familia Microchip [2], que permite 

adquirir las señales de cada uno de los sensores y enviarlas 

a la interfaz gráfica de usuario, que se encarga del manejo y 

74


almacenamiento de los datos de la práctica del nudo. En la 

figura 2 se puede observar el diagrama en bloques del 

sistema, donde se cuenta con un sensor de presión 

MPXV5010GC[3], y dos sensores de flexión basados en 

elementos de carbón resistivo. 

Software de adquisición de datos 

Se desarrolló una aplicación en LabView que permitió la 

visualización y almacenamiento de cada uno de los datos 

de los sensores del SmartSim, en la figura 3 se puede 

observar la visualización gráfica de los datos en el proceso 

de la práctica del nudo. 

Figura 2. Diagrama en bloques del SmartSIM 

y cuarto año de los hospitales canadienses mencionados 

anteriormente. 

Teóricamente se necesitarían 50 sujetos si se quisiera 

conseguir una probabilidad de menos del 0.05, un tamaño 

de correspondencia entre los grupos del 0.8 (que 

significaría que están sustancialmente correspondidos) )[4] 

y un nivel de potencia del experimento del 80% (0.8). Sin 

embargo teniendo en cuenta la dificultad para conseguir los 

sujetos del grupo de los expertos debido a sus 

características específicas de ser cirujanos con poca 

disponibilidad de tiempo y que se cuenta con bajo número 

de residentes rotando por los hospitales, 2 residentes cada 2 

meses, y teniendo en cuenta que el estudio se realizó sólo 

en seis meses, se escogió la muestra de 18 personas que 

fueron los grupos de novatos y expertos; y 7 personas más 

que fueron del grupo de los intermedios. Se tomo la 

decisión de solo usar las medidas suministradas por los 

sensores de flexión, ya que con los sensores de presión no 

se observaron cambios considerables en cada una de las 

fases del nudo. 

La hipótesis que se trabajó en el experimento fue: 

determinar si, un simulador de bajo costo puede ser capaz 

de adquirir las características del desarrollo de un 

procedimiento clínico, de su producto final y con estas 

poder diferenciar los distintos niveles de habilidades sobre 

el procedimiento (ej, expertos, novatos e intermedios). 

Figura 3. Interfaz gráfica de usuario 

VALIDACIÓN DEL PROTOTIPO 

Diseño del experimento 

El experimento que se utilizó para la validación fue un 

estudio prospectivo de cohortes, y la muestra con la cual se 

trabajó fueron nueve sujetos por grupo, teniendo dos 

grupos identificados como novatos y expertos, los expertos 

fueron residentes de último año del Hospital Universitario 

de Santander y cirujanos del Toronto General Hospital, 

Mount Sinai Hospital y Sunnybrook Hospital de Canadá, 

los novatos fueron estudiantes de la Universidad Pontificia 

Bolivariana Bucaramanga e investigadores canadienses que 

no tenían conocimiento del procedimiento. Sin embargo 

como valor agregado al proyecto se tomaron también datos 

de un tercer grupo denominados intermedios, este grupo 

sólo contó con siete participantes debido a la dificultad de 

conseguir participantes que fueran residentes entre primer 

Posteriormente se realizó un análisis de los datos 

almacenados y se generaron las gráficas donde se 

identifican los pasos de la realización del nudo. Las fases 

del nudo son el primer movimiento de las paredes a suturar, 

el segundo paso del nudo corresponde al primer cierre, 

tercera fase corresponde a aseguramiento del nudo y la 

ultima fase al cierre total del nudo, en la figura 4 se pueden 

observar las fases del mismo. Las variables que se midieron 

dentro del procedimiento fueron la fluidez, seguridad y 

tiempo, y estas son expresadas por las siguientes variables: 

• Distancia entre los sensores (voltaje) en el primer 

cierre del nudo y el tiempo en ejecutar el primer 

cierre, ver figura 4 número 1 

• Distancia entre los sensores (voltaje) en la primera 

parte del nudo y el tiempo en ejecutar la primera 

parte, ver figura 4 número 2 

• Distancia entre los sensores (voltaje) al final del 

nudo y el tiempo en ejecutar el nudo completo, ver 

figura 4 número 3 

• Distancia entre los sensores (voltaje), dos 

segundos después de terminado el nudo 

(seguridad), ver figura 4 número 4 

• Número de picos entre el primer paso de cerrar el 

nudo y su finalización (fluidez). 

75


RESULTADOS 

Figura 4. Identificación de las fases de un nudo de sutura 

quirúrgico 

A los datos obtenidos se les aplicó un filtro Butterworth 

pasa bajas de 8Hz, pues es la frecuencia máxima de 

movimientos manuales generada por el hombre[5]. Así se 

garantizó que en los datos analizados las variaciones se 

debían sólo a los movimientos del practicante. En la figura 

5 se muestra la gráfica generada por el SmartSim luego del 

filtrado siendo un perfil de experto, y en la figura 6 se 

puede observar un perfil de novato. Una vez filtrada la 

gráfica, se desarrolló un algoritmo para identificar las 

variables que se buscan medir y generar un archivo de 

Excel para su posterior análisis estadístico. Sin embargo se 

puede observar a simple vista una diferencia bastante 

marcada en cada uno de los perfiles típicos que se muestran 

en las gráficas. 

El método estadístico utilizado para analizar la tendencia 

de los datos del SmartSim fue el ANOVA[6]. En la tabla 

1, se muestran los resultados obtenidos luego del análisis 

de los datos; las diferencias significativas (p


F(2,22)=3.14; p


Propuesta de Interfaz Háptica para Cirugía Laparoscópica 

Iliana María Rumbo 1 , Sergio Salinas 2 

1 

DSP-ASIC Builder Group, Universidad Popular del Cesar, Valledupar, Colombia 

2 

Grupo de Investigación en Bioingeniería, Señales y Microelectrónica, BISEMIC, Universidad Pontificia Bolivariana, 

Bucaramanga, Colombia 

e-mail: ilianarumbo@unicesar.edu.co 

RESUMEN 

La tendencia en cirugía son los procedimientos mínimamente invasivos, pues suponen grandes ventajas para el paciente. Sin 

embargo, implican que el personal médico que afronta la realización de estas cirugías requiera del dominio de habilidades 

especiales. El entrenamiento de dichas habilidades, se puede realizar durante sesiones dedicadas a mecanizar los pasos 

críticos de la operación en el quirófano. En este sentido, la simulación ofrece al aprendiz un ambiente seguro y la 

posibilidad de desarrollar las habilidades necesarias para convertirse en un especialista. El papel de la retroalimentación 

háptica, en el diseño de simuladores quirúrgicos, es importante para la discriminación de los tejidos saludables de los tejidos 

anormales, la identificación de los órganos y el control motor. Este artículo presenta una propuesta de diseño de una interfaz 

háptica de cuatro grados de libertad que se adapte a un simulador quirúrgico para laparoscopia, basada en un estudio de este 

tipo de tecnología. 

Palabras Clave: Háptica, Laparoscopia, Simulación. 

INTRODUCCIÓN 

La laparoscopia hace parte de lo que se conoce como 

cirugía mínimamente invasiva (CMI), el cual es un término 

general utilizado para describir cualquier procedimiento 

quirúrgico que utilice una incisión más pequeña que una 

intervención convencional o abierta [1], [2]. Esta cirugía, 

es una técnica que se realiza con la asistencia de: una 

cámara de video que permite, al equipo médico, ver el 

campo quirúrgico dentro del paciente y accionar en el 

mismo, y de los trocares, colocados a través de las 

incisiones para sellar la abertura e insertar la cámara 

endoscópica y los instrumentos [3]. 

Durante la laparoscopia se minimiza el trauma 

quirúrgico, evitando una gran exposición de los tejidos; de 

esa manera, serán menores los requerimientos de líquidos 

antes, durante y después de la operación, menor el tiempo 

de recuperación y de hospitalización; lo cual muestra claras 

ventajas de la cirugía laparoscópica en comparación con la 

cirugía abierta convencional [4]. 

Esto permite inferir que la cirugía laparoscópica y en 

general la CMI, serán una constante en el quehacer de los 

cirujanos, al que deben hacer frente con la mejor 

preparación académica y técnica posible. Que permita el 

dominio de habilidades como la coordinación ojo-mano, 

contrarrestar los movimientos finos intuitivos y la 

capacidad de trabajar con una imagen de dos dimensiones 

en un espacio tridimensional y esto se puede aprender con 

sesiones de entrenamiento. 

A este respecto, la simulación tiene más que ofrecer que 

el ambiente clínico por sí solo, ya que permite la enseñanza 

enfocada hacia el logro de objetivos de aprendizaje 

específicos, lo cual requiere de entrenamiento constante 

hasta lograr el perfeccionamiento de la técnica [1], [2]. 

En la simulación, se tiene el objetivo de reproducir los 

desafíos de entrenamiento cercanos a los que un cirujano 

percibe durante la cirugía real. Se trata de que todos los 

sentidos, pero sobre todo el visual y háptico (tacto), sean 

estimulados durante la experiencia. [3]. 

Existe una variedad de retos que se deben enfrentar, 

entre ellos, los aspectos técnicos, como los relativos a la 

simulación de sistemas complejos y el diseño de una 

interfaz háptica apropiada para este tipo de entrenamientos 

con los suficientes grados de libertad y similitud a las 

herramientas usadas en un quirófano real, problema que se 

trata en este artículo. 

HÁPTICA Y SIMULACIÓN VIRTUAL 

Simulación virtual y CMI 

El uso de la simulación quirúrgica, en el proceso de 

formación, aporta la repetitividad que no ofrece el 

entrenamiento con animales o pacientes vivos [5],[6] . Ya 

que, no permite deshacer o repetir acciones de forma 

indefinida hasta su correcta aprehensión y tampoco el 

entrenamiento en patologías raras o severas si se usan 

individuos sanos; por lo que, permite la posibilidad de 

recrear escenarios virtuales que presentan patologías 

complejas, interesantes o poco frecuentes,[7],[8]. 

Un simulador quirúrgico virtual, es un entorno 

computarizado para el entrenamiento de cirujanos, que 

remplaza, el uso de cadáveres, animales vivos y phantomas 

78


[9], [10]. Estos, se caracterizan por: visualización y 

comportamiento biomecánico realistas, respuesta física y 

fisiológica a las acciones de los cirujanos (cortes, 

cauterizaciones,…)[7][9]. 

Como se observa en la figura 1, los simuladores 

quirúrgicos virtuales se apoyan en la realimentación visual 

y háptica, que a través de las interfaces adecuadas, 

definidas por el tipo de cirugía forman un ciclo cerrado [6], 

[9]. 

En el caso de la CMI, la retroalimentación visual se 

hace a través de un monitor que muestra el entorno virtual 

de entrenamiento y la realimentación táctil se hace a través 

de interfaces hápticas (IH) [9]. 

Háptica en simuladores 

El término Háptico, proviene del 

“capaz de coger o asir” [11]. 

griego que significa 

Características de una Interfaz Háptica para 

Laparoscopia 

Una IH es una estructura robótica unida a sensores y 

actuadores para aplicar fuerzas al operador. Estos, deben 

ofrecer el rango, la resolución y el ancho de banda de 

frecuencia requerida GDL, tanto en términos de fuerzas y 

desplazamientos necesarios durante el entrenamiento[12]. 

El diseño de una IH para Laparoscopia debe considerar: 

1. Los GDL para realizar procedimientos quirúrgicos 

generales: cortar, reseccionar, pinchar y/o agarrar, este 

trabajo propone el diseño de una interfaz para tareas 

exclusivas de Laparoscopia de 4 GDL. 

2. Capacidad para identificar un movimiento rápido, 

3. Espacio de trabajo suficiente, además de 

4. Un diseño compacto. 

El primer requisito logra el movimiento del cuerpo 

rígido, no sólo el de una partícula. El segundo logra el 

movimiento libre del objeto. Se necesita el tercer requisito 

para evitar la saturación en términos de posición / 

orientación. Por último, la IH es un dispositivo de entrada 

/ salida, similar al instrumental quirúrgico lo que puede 

determinar una forma de interacción mas atractiva entre el 

aprendiz y el simulador [14]. 

METODOLOGÍA 

Figura 1. Ciclo cerrado de simulación en los 

simuladores quirúrgicos [9]. 

La háptica, facilita la interacción del usuario con 

entornos virtuales, pues le permite sentir, manipular y 

cambiar objetos; aumentando la sensación de realismo 

durante la experiencia, con sistemas informáticos. Estos 

dispositivos diferentes campos de aplicación además de la 

medicina, tales como: Educación, Entretenimiento, 

Industria y Artes gráficas [11]. 

INTERFACES HÁPTICAS APLICADAS A 

LAPAROSCOPIA 

Descripción 

Las (IH) tienen aplicación en sistemas con 

retroalimentación de fuerzas, que consisten en la obtención 

mecánica de información sensorial, produciendo sensación 

de movimiento cuando se interactúa con un entorno virtual. 

A través de sensores y actuadores que, además de leer la 

posición y movimientos del usuario, le transmiten las 

fuerzas resultantes de su interacción con el ambiente 

simulado, por medio de un software de control que calcula 

las fuerzas de contacto y genera las señales de consigna 

para los actuadores [12], [13]. 

El diseño de la IH para entrenamiento en laparoscopia, 

cuya funcionalidad pueda demostrarse mediante técnicas de 

simulación, se desarrolla en cinco etapas. La primera, es 

la elección de la estructura cinemática de la interfaz, que 

garantice los compromisos en términos de los ítems 

mencionados anteriormente y su descripción a partir de los 

modelos geométricos directo (MGD) e inverso (MGI). Los 

cuales permiten, calcular la posición (x, y, z) y la 

orientación del efector final del robot en el espacio 

cartesiano en función de las coordenadas articulares. Como 

también, el cálculo de cada articulación, a partir de la 

posición cartesiana de la pinza. 

Posteriormente, se construirán en computador las piezas 

de la interfaz en un software CAD (Computer-Aided 

Design), lo cual aportará las propiedades físicas de la IH y 

permitirá la elaboración de los modelos dinámicos directo e 

inverso (MDD y MDI, respectivamente). Los cuales 

corresponden a la relación entre las fuerzas aplicadas por 

los motores con las posiciones, velocidades y 

aceleraciones articulares. 

Para verificar el funcionamiento de la interfaz se hará la 

simulación de su espacio de trabajo y para comprobar que 

funciona para laparoscopia, se usarán trayectorias de una 

Colecistectomía, es decir, la extirpación de la vesícula 

biliar [15],[16]. Igualmente, se diseñará el controlador para 

la interfaz, el cual efectuará la realimentación de fuerzas 

correspondiente que simulará la sensación de contacto del 

usuario con un mundo virtual creado para tal propósito. Lo 

cual permite que el operador reconozca una colisión con 

los elementos dentro del mismo. 

79


Por último, se llevará a cabo el análisis y procesamiento 

de los resultados obtenidos a partir de los cuales se 

generarán los ajustes requeridos por el diseño formulado y 

de esa forma generar una propuesta de IH definitiva en 

simulación. 

ESPECIFICACIONES DE INTERFAZ HÁPTICA 

PROPUESTA 

Cualquier instrumento de CMI entra en el cuerpo a 

través de una pequeña incisión. Por lo tanto, los posibles 

grados de libertad son el cabeceo, guiñada, bamboleo (del 

inglés, pitch, yaw y roll) y la inserción. Los cuales se 

ilustran en la figura 2. La interfaz táctil de usuario está 

configurada para tener los mismos grados de libertad y para 

proporcionar una sensación natural al cirujano [13],[16]. 

Figura 3. Representación del modelo geométrico de la 

interfaz de cuatro grados de libertad. 

Simulación 

Figura 2. Movimientos de la herramienta de CMI 

(izquierda) y de la Muñeca Humana 3 GDL (derecha) 

[16]. 

En el diseño de la IH. Se tendrán en cuenta las 

características anatómicas y fisiológicas de la mano. Entre 

otros parámetros como la rigidez de un objeto, que ofrece 

al menos 20 N/cm o una fuerza de resistencia de al menos 

11N si se trata de un objeto sólido o inmóvil. Esto 

determina la fuerza máxima que el dispositivo debe ser 

capaz de simular. [13] 

Estructura cinemática 

La IH propuesta para laparoscopia, se presenta en la 

figura 3 como una cadena cinemática de movimientos, que 

emula el movimiento del instrumento quirúrgico en un 

espacio tridimensional. Los movimientos de cabeceo y 

guiñada permitirán a la herramienta quirúrgica pivotear 

alrededor del punto de inserción y el movimiento de 

inserción y retracción será un tercer grado de libertad, para 

posibilitar un espacio de trabajo cónico. El instrumento 

también podrá girar alrededor de su eje de inserción, 

proporcionando un cuarto grado de libertad, como se ilustra 

en la figura 3. Dónde: q j: representa la articulación de la 

IH. x j, y j, y z j: corresponden a los ejes de rotación del robot 

serial. Las articulaciones de traslación están representadas 

por un paralelepípedo rectangular. Los cilindros, las 

articulaciones de rotación. Este conjunto emula los 

movimientos de la muñeca humana. 

Fig. 4. Esquema de control del dispositivo háptico. 

En la figura 4, se presenta el esquema de control de la 

interfaz háptica y la implementación del controlador CTC 

(Controlador por Par Calculado, del inglés: Computed 

torque control). Las consignas cartesianas deseadas son 

obtenidas a partir de la posición en el espacio cartesiano del 

efector final del robot, y son importadas a Simulink de 

Matlab a través del bloque denominado “DESDE EL 

ESPACIO DE TRABAJO”. Dado que se hará la 

simulación de la IH, las consignas (posiciones x, y, z) 

podrán provenir de una palanca de mando o joystick. 

Control de la Interfaz Háptica 

La función de este controlador de retroalimentación 

cinestesico, es corregir la trayectoria, vigilando la 

posición cartesiana del efector final del robot para evitar 

que haya una colisión. Proporcionando la realimentación de 

fuerzas y pares entre el operador de la interfaz y el entorno 

80


virtual. Es decir, que mientras el operador realice una 

maniobra dentro del espacio permitido por el entorno 

virtual, no se ejercerán acciones de control. Por el 

contrario, si una colisión es detectada se corregirá la 

trayectoria generando las fuerzas correctivas para evitarla. 

DISCUSIÓN 

La obtención de un diseño de IH apropiada para 

Laparoscopia, contribuirá con el diseño de un simulador 

totalmente desarrollado por el grupo BISEMIC de la 

Universidad Pontificia Bolivariana. Lo cual implica un 

estudio de los diferentes aspectos científicos relacionados 

con esto. Adicionalmente, se obtendrá un simulador 

háptico completo, para el entrenamiento de especialistas 

que cumplirá con los requerimientos técnicos, con mayor 

similitud al instrumental real usado en laparoscopia. 

CONCLUSIONES 

Se propone el diseño de una interfaz háptica con 

retroalimentación de fuerzas, diseñada para laparoscopia, 

que se adapte a un simulador quirúrgico y que para todos 

sus efectos se asemeje al instrumental quirúrgico. 

Este tipo de realimentación fuerzas virtuales desde un 

simulador generará fuerzas de repulsión que brindarán 

información sobre el contacto con un objeto dentro del 

mundo virtual, ayudando al operador a controlar sus 

movimientos y esfuerzos. 

Los resultados de la simulación y del control de la 

interfaz háptica serán desarrollados para comprobar el 

diseño propuesto, y poder realizar el primer modelo 

funcional físico. 

REFERENCIAS 

[1] P. L. Youngblood, S. Srivastava, M. Curet, W. L. 

Heinrichs, P. Dev, and S. M. Wren, “Comparison 

of training on two laparoscopic simulators and 

assessment of skills transfer to surgical 

performance.,” J. Am. Coll. Surg., vol. 200, no. 4, 

pp. 546–51, Apr. 2005. 

[2] C. E. Buckley, E. Nugent, D. Ryan, and P. C. 

Neary, “Virtual Reality – A New Era in Surgical 

Training,” 2012. 

[3] C. Våpenstad and S. N. Buzink, “Procedural virtual 

reality simulation in minimally invasive surgery.,” 

Surg. Endosc., vol. 27, no. 2, pp. 364–77, Feb. 

2013. 

[4] C. Basdogan, C. Ho, and M. A. Srinivasan, 

“Virtual Environments for Medical Training : 

Graphical and Haptic Simulation of Laparoscopic 

Common,” vol. 6, no. 3, pp. 269–285, 2001. 

[5] J. Ker and P. Bradley, “Simulation in m edical e 

ducation,” Theory Pract., pp. 164–180, 2010. 

[6] C. De Alfonso, I. Blanquer, D. Segrelles, and V. 

Hernández, “VRSUR : SIMULACIÓN 

QUIRÚRGICA SOBRE ESCENARIOS 

REALISTAS,” pp. 101–107. 

[7] G. Riva, C. G. Eds, and F. Mantovani, “VR 

Learning : Potential and Challenges for the Use of 

3D Environments in Education and Training,” pp. 

207–226, 2003. 

[8] R. M. Satava, “Accomplishments and challenges of 

surgical simulation: Dawning of the nextgeneration 

surgical education,” Surg. Endosc., vol. 

15, pp. 232–241, 2001. 

[9] L. E. Tesis and C. M. Aranda, “Óscar Lopez 

Escobar Tesis doctoral dirigida por Dr. Carlos 

Monserrat Aranda Valencia, 19 de Junio de 2007,” 

2007. 

[10] S. Tsuda, S. Tsuda, D. Scott, D. Scott, J. Doyle, J. 

Doyle, D. B. Jones, and D. B. Jones, “Surgical 

skills training and simulation.,” Curr. Probl. Surg., 

vol. 46, no. April, pp. 271–370, 2009. 

[11] T. Doctoral, “Aportaciones al diseño mecánico de 

los entrenadores basados en realidad virtual,” Intel. 

Artif., 2007. 

[12] M. O’Malley and a Gupta, “Haptic Interfaces,” 

HCI Beyond GUI Des. Haptic, …, 2008. 

[13] M. Tavakoli, R. V Patel, and M. Moallem, “Design 

Issues in a Haptics-Based Master-Slave System for 

Minimally Invasive Surgery,” no. April, pp. 371– 

376, 2004.[14] S. Alexander, S. Oscar, and A. 

Vivas, “Simulación 3D de Movimientos 

Quirúrgicos de una Colecistectomía Asistida por el 

Robot ‘ LapBot ,’” vol. 57, no. 2, 1999. 

[15] J. W. Genoy, L. F. Rodríguez, and S. A. Salinas, 

“Interfaz háptica de cuatro grados de libertad para 

aplicaciones quirúrgicas,” Rev. Ing. Biomédica, 

vol. 5, no. 9, pp. 35–42, 2011. 

[16] M. Guiatni, V. Riboulet, C. Duriez, A. Kheddar, 

and S. Cotin, “A combined force and thermal 

feedback interface for minimally invasive 

procedures simulation,” IEEE/ASME Trans. 

Mechatronics, vol. 18, no. 3, pp. 1170–1181, 2013. 

81


 

DISEÑO DE UN SISTEMA ELECTRÓNI CO PARA MEJORAR LA 

CAPACIDAD DE RESPUESTA DE UN MANIQUÍ DE REANIMACIÓN 

CARDIOPULMONAR 

 

 

 

D. Jugo, J. Briceño 

 


e-mail: jhonnyula@gmail.com 

 

 

 

Resumen: La Simulación Clínica es una estrategia de enseñanza en la que se recrean situaciones reales a las que se 

 

enfrentan los profesionales del área de la salud. Está compuesta 

 

por un conjunto de métodos que facilitan la 

adquisición de habilidades y destrezas clínicas en escenarios semejantes a los reales, sin poner en riesgo la salud de los 

 

 

pacientes. En el presente artículo se describe el diseño de un Sistema Electrónico para mejorar la Capacidad de 

Respuesta de un Maniquí de Reanimación Cardiopulmonar. Con la incorporación de un Sensor Resistivo de Presión 

 

 

ubicado en el tórax, un Sensor On/off en las fosas nasales, otro en el cuello y un actuador en la misma zona, se espera 

dotar al Maniquí Little Anne con las capacidades de las nueva generaciones de maniquíes. 

s 

Palabras Claves: Simulación Clínica/Mejora en habilidades y destrezas/Desarrollo Tecnológico/Maniquí para 

RCP 

 

 

INTRODUCCIÓN 

 

Los simuladores modernos se sitúan en la década de 

los veinte, cuando Edgard Link desarrolló los 

simuladores de vuelo para entrenamiento de pilotos. 

En la década de los setenta, se desarrollaron 

simuladores para el manejo de crisis, promoción del 

trabajo en equipo y liderazgo [1]. En el área de la 

salud, consiste en situar a un estudiante en un contexto 

que imite algún aspecto de la realidad clínica [2]. El 

uso de esta tecnología en medicina se inició en las 

últimas dos décadas en el campo de la anestesiología. 

 

En la actualidad se han convertido en ayudas para el 

aprendizaje y en sistemas de integración entre las 

ciencias básicas y las clínicas. Múltiples avances han 

contribuido al desarrollo de escenarios, modelos y 

maniquíes de simulación de situaciones fisiológicas y 

patológicas. Entre ellos se encuentran la informática, la 

bioingeniería y las ciencias del aprendizaje y el 

comportamiento. El desarrollo de nuevas formas de 

simulación constituye además un campo fértil para la 

investigación y la integración multidisciplinaria. El 

uso de los maniquís hoy en día no reemplaza los 

 

escenarios clínicos reales pero permite que el 

estudiante aprenda, en medios controlados, y asi 

disminuir la ansiedad ante la realización de un examen 

o un procedimiento [3]. 

 

En Venezuela el centro de Simulación Clínica de la 

Sociedad Venezolana de Anestesiología es una 

herramienta que, a través de un robot 

 

 

multiparamétrico, permite la simulación de situaciones 

clínicas reales, ya que se desarrolla 72 funciones de un 

ser humano: habla, reproduce diferentes ritmos 

cardíacos (taquicardia, infarto agudo, bradicardia), 

crisis asmática, hipotermia, hipertermia, hipertensión, 

hipotensión, 

de igual manera existen maniquís que 

permiten desarrollar habilidades al momento de atender 

una mujer en estado de gestación ( trabajo de parto) 

colocando al feto en diferentes posiciones bien sea 

cefálico podálico entre otras, así como también 

maniquís que sirven para evaluar signos vitales, los 

mismos son programados para que el usuario detecte su 

latido cardiaco, pulsaciones respiraciones, etc., 

existiendo para este maniquís adultos y de niño. 

También se cuentan con maniquís que permiten obtener 

conocimientos 

para abordar un paciente poli 

traumatizado como es el caso del Laboratorio de 

Simulación 

 

del Cuerpo de Bomberos del Estado 

Bolivariano de Mérida que a su vez cuentan con uno 

 

para dar Reanimación Cardiaca, al igual que otros 

contienen una caja de control donde se aprecia lo 

 

correcto que realiza las compresiones torácicas e 

insuflaciones, para ello la más utilizada es el Maniquí 

 

Little Anne Medio Torso (Figura 1), contribuyendo a 

mejorar 

 

sus habilidades clínicas permitiendo esto 

preparar a los profesionales en el área de la salud en 

desenvolvimiento al momento de abordar a un paciente. 

Es importante resaltar que no se cuenta con uno que 

 

82


automáticamente según distintos ámbitos que coadyuven 

al mejor lo programado por el usuario una vez de 

realizarle la maniobra de reanimación. 

(compresiones torácicas) (Figura 2) seguidas de dos 

insuflaciones de salvamento, técnica 30:2 (Figura 3) [4]. 

Figura 2. Compresiones Torácicas 

Figura 1. Maniquí Little Anne Medio Torso 

OBJETIVOS 

Diseñar un Sistema electrónico para mejorar la 

Capacidad de Respuesta de un Maniquí de Reunificación 

Cardio Pulmonar, que permita mostrar el uso correcto de 

la maniobra según lo establecido por la American Heart 

Asosociation [4], generando respuesta cardiaca y de 

pulso indicando que hay señales de vida. 

METODOLOGÍA 

 

1. Estudio del estado del arte de la simulación 

clínica incluyendo los maniquíes existentes. 

2. Estudio del maniquí básico Little Anne Medio 

Torso. 

3. Estudio de las posibles mejoras que se le pueden 

incorporar al maniquí. 

4. Estudio de los sensores a utilizar para el Diseño 

del sistema electrónico. 

5. Escogencia del hardware 

6. Escogencia de las herramientas de programación 

(MPLAX / ISIS) 

RESULTADOS 

Este maniquí, será conectado a una caja de control 

donde se podrá apreciar la señal de los sensores 

colocados en este, tomando en consideración un Sensor 

Resistivo de Presión ubicado en el tórax, un sensor 

On/Off en las fosas nasales y otro en el cuello donde se 

colocara a su vez un actuador que genere señal de pulso 

posteriormente de aplicar la maniobra de reanimación 

Figura 3. Respiraciones de Salvamento 

En la caja de control se detectara, si la maniobra se 

está realizando en perfectas condiciones o no a través de 

led que llevaran la información de cada uno de ellos, en 

el mismo orden de ideas en la región del tórax, se 

colocara un Sensor Resistivo de Presión que arrojara en 

la caja de control la presión ejecutada en la maniobra de 

compresiones torácicas en PSI, para ello se debe tomar 

en consideración que el pecho debe descender a 5 cm 

equivalente a 17,06 PSI - 1,2Kg/cm 3 (tomando para ello 

un área de superficie de 9 cm 2 con una fuerza aplicada de 

30 kg) [4], el sensor de fuerza resistivo (FSR) (Figura 4) 

es un dispositivo de película de polímero (PTF) que 

presenta una disminución de la resistencia cuando 

aumenta la fuerza aplicada a la superficie activa. Su 

sensibilidad a la fuerza está optimizada para uso en el 

control por toque humano de dispositivos electrónicos. El 

rango de sensibilidad de la Presión es de 1,5 a 150 PSI 

entre valores de 0,1 kg/cm 2 a 10 kg/cm 2 [5]. Cada 

compresión realizada será almacenada en un PIC 

18F4550 [6] y mostrada por medio de una pantalla LDC 

al igual que la presión ejercida. La caja de control 

contara con un teclado donde se suministrara valor de 

compresiones torácicas el cual será a criterio de usuario 

el valor colocado donde será almacenado en el PIC, de 

igual manera un valor de frecuencia cardiaca, una vez 

que el numero de compresiones dadas al maniquí durante 

el proceso de reanimación detectadas por el sensor 

igualen al valor de compresiones suministradas por el 

usuario a la caja de control este emitirá una señal al 

maniquí indicando que el mismo esta resucitando y que 

 

83


de inmediato el reanimador deberá verificar pulso 

(Figura 5), contando para ello un solenoide, en este caso 

el solenoide de 5V DC 0.5 W, Tipo Empuje Open Frame 

Movimiento Electroimán [7] (Figura 6) que será 

colocado en ambos lados del cuello en el musculo 

esternocleidomastoideo donde funcionara como actuador, 

es decir, recibirá a señal de frecuencia cardiaca y 

simulara las pulsaciones por minuto una vez de presentar 

signos vitales luego de realizar maniobra de reanimación. 

momento de impartir las clases e instrucciones sobre la 

Reanimación Cardio Pulmonar. 

Maniquí 

Little Anne 

Medio Torso 

Fosas Nasales 

Cuello 

Tórax 

Caja 

de 

Control 

Pantalla LCD 

Teclado 

Latidos Cardiacos 

Pulsaciones 

Figura 7 Diagrama de Bloque 

Figura 4. Sensor de Presión Resistivo 

CONCLUSIONES 

Se logró diseñar un circuito electrónico para mejorar 

de respuesta de un Maniquí de reanimación Cardio 

Pulmonar considerando la factibilidad de conseguir todos 

sus componentes. Uno de los nuevos aportes del diseño 

es la indicación en la caja de control de la cantidad de 

masajes cardiacos así como la señalización si se está 

realizando la reanimación de manera eficiente. Este 

trabajo es el comienzo de un proyecto que permitirá la 

actualización tecnológica de los maniquíes existentes en 

los laboratorios de simulación clínica del país. 

Figura 5. Ubicación del Pulso Carotideo 


• A la Cruz Roja Venezolana Seccional Mérida, por 

brindarme la oportunidad de realizar el trabajo sobre el 

Maniquí Little Anne Medio Torso. 

• Al Cuerpo de Bomberos del Estado Mérida por 

permitirme evaluar las condiciones existentes de los 

distintos Maniquís que se encuentran en el Laboratorio 

de Simulación. 

REFERENCIAS 

 

Figura 6. Solenoide 5V 

El maniquí contara con un sistema que también 

emitirá una señal al corazón donde se simulara el sonido 

del latido cardiaco (Ver Diagrama de Bloque Figura 7), 

el sistema será alimentado con 110 V, lo que permitirá 

trasladar de manera sencilla junto con el maniquí al 

[1] Hernando Matiz Camacho. Simulación Cibernética en 

las Ciencias de la Salud. Recuento Histórico en el Mundo 

y en Colombia y su Impacto en la Educación. Octubre 

2008. 

[2] Gaba DM. Improving Anesthesiologists' Performance 

by Simulating Reality. Anesthesiology 1992; 76 (4): 491- 

4. 

 

84


[3] Rodríguez (2007). Maniquí de 

Entrenamiento Médico Programado por medio de una 

interfaz con la PC. 

[4] Soporte Vital Cardiovascular Avanzado. American 

Heart Asosociation (2012) 

[5] National Instruments, High Lights, Programa de 

Pasantías Académicas, UPS Cuenca Ecuador, 2009 

[6] Microchip, Data Sheet, PIC 18F4550, Enhanced 

Flash Microcontrollers, with 10-Bit A/D and nano 

Watt Technology 

[7] Especificaciones Técnicas. 

http://es.aliexpress.com/item/DC-5V-0-5W-Push-Type- 

Open-Frame-Motion-Solenoid- 

Electromagnet/1296614060.html. 

 

 

85

Modelado de Sistemas Fisiológicos


MODELADO Y SIMULACIÓN DE LA RESPUESTA RESPIRATORIA EN 

VENTILACIÓN MECÁNICA: SISTEMA CERRADO AUTOMÁTICO DE 

ASPIRACIÓN ENDOTRÁQUEAL 

Danely Velázquez A. 1 , Rubén D. Rojas 2 

1 Grupo de Ingeniería Biomédica de la Universidad de Los Andes (GIBULA) 

2 Investigador Prometeo, Universidad de Cuenca, Cuenca, Ecuador/CIBYTEL-ULA, Mérida, Venezuela 

email: danely1@hotmail.com, rdrojas@ula.ve 

RESUMEN 

La respiración es el acto fisiológico que mejor ejemplifica el hecho de estar vivo, por lo que cuando se compromete es 

necesario suplir su función con equipos, los cuales deben tener sistemas de control y automatización de los procesos 

relacionados con la respiración mecánica en constante actualización, para lo cual desarrollamos en primera instancia el 

modelo ventilador mecánico-paciente, validado con datos tomados de pacientes sometidos a ventilación mecánica, luego se 

diseñó y se adaptó al modelo el sistema cerrado de aspiración endotráqueal (SCAEE), con la finalidad de automatizar el 

proceso de aspiración endotráqueal, que tantas complicaciones y riesgos trae al hacerlo de manera manual, permitiendo, así 

evaluar las diferentes variables manejadas en la vía aérea durante la ventilación mecánica y en la aspiración endotráqueal. 

Palabras Clave:Modelo, ventilación mecánica, Aspiración endotráqueal, presiones respiratorias 

INTRODUCCIÓN 

El modelado y la simulación de los sistemas 

fisiológicos han sido ampliamente usados para el diseño de 

equipos, así como para el ajuste más adecuado de sus 

parámetros durante su funcionamiento, además que 

permiten predecir respuestas de los pacientes ante cambios 

de dichos parámetros. Pero el desarrollo de los equipos 

médicos no se circunscribe a los equipos para el 

diagnóstico, sino también equipamiento para la terapia y el 

mantenimiento de las funciones vitales para el soporte de la 

vida, lo que ha permitido elevar la calidad de los servicios 

que se brinda a los pacientes, mejorar los niveles de salud y 

vida de la población, así como facilitar la labor de los 

médicos en la atención a los pacientes. 

Desde el punto de vista fisiológico, el acto de respirar 

es sinónimo de vivir ningún otra función ha sido tan 

estrechamente relacionada con la vida, a la enfermedad y a 

la muerte como la respiración, por lo que cuando se 

compromete la función respiratoria se hace necesaria la 

utilización de dispositivos creados por la ingeniería 

biomédica, y en particular, el empleo del ventilador 

mecánico, con el que se pretende suplantar la función 

respiratoria de manera que asemeje su desempeño al 

generado de forma espontánea; al suplantar estos 

dispositivos tal función vital, se plantea la necesidad de 

mantener sistemas de control y automatización de los 

procesos relacionados con la respiración mecánica en una 

constante actualización tendiendo a la optimización [1], tal 

es el caso del proceso de aspiración de secreciones que 

frecuentemente obstruyen al tubo endotraqueal e impide 

que se lleve con normalidad la ventilación [2]. 

Este trabajo presenta el modelado y simulación de un 

paciente bajo ventilación mecánica que sirve como base de 

una propuesta dirigida hacia el mejoramiento de los 

sistemas de control del ventilador mecánico y la 

incorporación del Sistema Cerrado Automático de 

Aspiración Endotraqueal (SCAAE), con la finalidad de 

darle mayor autonomía al ventilador, a la vez de 

proporcionarle mejoras a los sistemas de control en el 

evento particular de obstrucción de la vía aérea artificial de 

uso necesaria cuando se utiliza ventilación mecánica, y 

predecir los cambios fisiológicos y fisiopatológicos 

relacionados con la ventilación mantenida mecánicamente 

a fin de prevenir sus efectos negativos, ayudando al 

operador a reconocer los cambios previos a la oclusión de 

la vía aérea, inclusive antes de activar las alarmas del 

dispositivo. 

METODOLOGÍA 

El desarrollo de esta propuesta de dividió en siete 

grandes etapas: 

1.-Selección del ventilador a modelar: En esta etapa se 

escogió un ventilador mecánico de los existentes en la 

unidad de cuidados intensivos del Instituto Autónomo 

Hospital Universitario de Los Andes (I.A.H.U.L.A), cuyas 

características se adaptaban mejor a los objetivos de la 

propuesta: operado por microprocesador, versatilidad de 

funcionamiento, usos clínicos, organización mecánica 

87


sencilla, modos de ciclado, clasificación durante la fase 

inspiratoria y durante la fase espiratoria. 

2.-Elaboración del modelo Sistema Ventilador 

Mecánico – Paciente (SVMP): Se analizaron los modelos 

existentes en la literatura para adaptarlos a nuestro caso de 

estudio y al ventilador mecánico en particular escogido 

según los criterios de selección. 

El modelo se implementó usando Matlab/Simulink® y 

considerando las ecuaciones dinámicas de cada 

componente del modelo. Inicialmente se introdujeron al 

modelo valores fisiológicos aportados por la literatura, los 

cuales se fueron variando para valorar la capacidad del 

modelo de simular la respuesta respiratoria fisiológica, los 

cambios fisiológicos y situaciones patológicas. 

3.- Selección de la población objeto de estudio: Para la 

validación del modelo se tomó 20 pacientes, conectados a 

ventilación mecánica, de ambos sexos, de la Unidad de 

Cuidados Intensivos del Instituto Autónomo Hospital 

Universitario de Los Andes (I.A.H.U.L.A). 

4.- Toma de lectura de los parámetros involucrados en 

el modelo y validación del modelo SVMP: Se recolectó 

los datos suministrados por el ventilador a intervalos de 4 

min hasta completar 30 observaciones por paciente, el 

tiempo total de observación por paciente fue de 120 min, lo 

que nos permitió obtener un muestreo del mismo paciente 

en diferentes instantes de tiempo, pero en condiciones 

clínicas similares. 

5.- Simulación de la obstrucción de la vía aérea: La 

simulación de la obstrucción de la vía aérea se realizó 

tomando la ecuación de Poiseuille [3]. Una vez 

implementada la obstrucción del tubo endotraqueal con 

valores tomados de la literatura se observó los efectos 

fisiológicos de la disminución del diámetro del tubo en 

25% y 50%; y como afecta la obstrucción de la vía aérea el 

funcionamiento del ventilador mecánico. 

6.- Diseño conceptual del sistema cerrado automático de 

aspiración endotráqueal (SCAAE): Los sistemas 

cerrados de aspiración endotraqueal existentes en el 

mercado están formados por: catéter de aspiración, válvula 

de control, aspirador de secreciones, pieza Y, entrada para 

instilar solución fisiológica, fuente de oxigeno, tubos 

conectores [4] en base a eso se diseño el sistema 

adaptándole aditamentos que le permitieran el 

funcionamiento automatizado [5]. 

7.- Simulación del SCAAE: El SCAAE se implementó en 

Matlab/Simulink® junto con el SVMP observando en 

primer lugar los cambios (efectos colaterales) en el 

paciente durante el proceso de aspiración con sistema 

cerrado con diferentes tiempos y presiones de aspiración 

para establecer cual combinación produce menos efectos 

negativos en la fisiología respiratoria. Una vez definido 

esto, se evaluó el desempeño del sistema con diferentes 

configuraciones de trabajo del ventilador, pero todas en 

modo volumen controlado, con la finalidad de demostrar si 

la calibración del ventilador influye en el desempeño de la 

aspiración y en la aparición de los efectos indeseados de la 

maniobra. 

RESULTADOS 

1.- VENTILADOR A MODELAR: El ventilador que 

mejor se adapta a las necesidades de la propuesta, es el 

Servo 900C de la casa comercial Siemens®. El ventilador 

está formado por componentes que pueden ser divididos en 

pequeños elementos para ser individualmente descritos por 

relaciones matemáticas simples, para lo que se dividió en 

cuatro grandes partes: 

1. Sistema impulsor del ventilador (fuelle): Se 

asume en el modelo de Windkessel de dos elementos 

que la presión y el volumen de aire en la cámara es 

constante y el flujo a través de las tuberías que conectan 

la cámara de aire a la bomba sigue la ley de Poiseuille y 

es proporcional a la presión del fluido, la siguiente 

ecuación diferencial relaciona el flujo en este caso de 

aire y presión [6]: 

P( 

t) 

dP( 

t) 

I( t) 

= + C 

R dt 

Donde I (t) es el flujo fuera del fuelle, P (t) indica la 

presión en el fuelle (cmH 2 O), C es la compliance del fuelle 

(L/cmH 2 O) y R es la resistencia del fuelle (cmH 2 O/L/s) [6]. 

2. Circuito del paciente: El circuito del paciente 

consiste de una tubería para la inspiración y otra para la 

espiración. Este es el lugar donde se monitoriza la 

presión y el flujo, además es por donde se transfiere el 

flujo del ventilador al paciente y del paciente a la 

atmósfera. El circuito del paciente puede ser modelado 

usando las propiedades de un contenedor rígido o 

semiflexible. Para un circuito de paredes rígidas se 

desprecia la resistencia del circuito, la ecuación 

dinámica puede ser escrita como [7]: 

∫ 

Pc = Ec ( Qp − QL) 

dt 

3. Válvulas de suministro y de exhalación: El 

modelo para las válvulas puede ser considerado como 

una función independiente de la presión diferencial, el 

flujo para comandar esta relación puede ser usado como 

constante. La ecuación que describe a una válvula de 

suministro de flujo: 

Qv = KvνHi(s) 

Donde Kν es un valor nominal del grado de apertura de la 

válvula, v es el volumen de gas entrante y Hi(s) es la 

función de trasferencia que describe el funcionamiento del 

motor paso a paso [8]. 

4. Tubo endotráqueal: Se asume flujo 

laminar en todo el ciclo respiratorio logrado por medio 

de la aplicación de presión positiva a un tubo 

posicionado en la vía aérea del paciente (tubo 

endotraqueal). Considerando una relación no lineal y 

que el flujo a través del tubo endotráqueal es 

bidireccional [8]: 

2 

Pc − PL = KLQL sgn( QL ) 

88


La presión en el circuito del paciente (Pc), PL es la presión 

pulmonar, KL representa constante de resistencia del tubo 

endotraqueal y QL el flujo pulmonar (QL 2 = flujo pulmonar 

bidireccional, sgn es el signo que denota la dirección del 

movimiento del flujo). 

2.- CONSTRUCCIÓN DE UN MODELO DE 

VENTILADOR MECÁNICO-PACIENTE: Para un 

modelo de parámetros concentrados, se han excluido 

algunos componentes con el fin de simplificar el problema. 

En el análogo eléctrico de la figura 1 no está representado 

el sistema impulsor del ventilador. Donde QV representa 

el flujo de la válvula inspiratoria, QE el flujo de la válvula 

de exhalación, QP el flujo en el sistema, PC la presión del 

circuito del paciente, KL es la constante de flujo del tubo 

endotraqueal, EC la elastancia del circuito del paciente, PL 

la presión pulmonar, EL la Elastancia pulmonar, QL el 

flujo pulmonar y PM la presión intrapleural [7]. 

Figura 1 Análogo eléctrico de los componentes 

mecánicos del ventilador y la mecánica 

pulmonar del 

paciente [8]. 

En este circuito análogo, se toma KL como una 

constante para una resistencia del tubo endotráqueal lineal. 

Esta analogía provee la estructura para visualizar la 

conducta de la entrega del flujo a los pulmones y los 

efectos sobre la presión. QP es la diferencia neta entre el 

flujo entregado y el flujo ventilado (QV menos QE), que a 

su vez se divide en QL que es flujo que entra al tubo 

endotráqueal y el flujo restante que corresponde al gas 

dentro del circuito del paciente que origina la presión en el 

circuito del paciente [15]. 

parámetros 

colocados por el operador del ventilador, 

parámetros de validación del modelo. 

En la figura 3, se puede observar como la 

respuesta de presión pico-meseta inspiratoria y la presión 

media de la vías aéreas para el modelo SVMP replica la 

respuesta fisiológica normal para este caso. 

Presión 

Presión 

Tiempo 

(a) 

(b) 

Figura. 3 Gráficas del SVMP con los valores iniciales de 

la literatura, a) presión media de las vías aéreas. b) 

presión pico inspiratoria y presión de la pausa 

inspiratoria 

4.- VALIDACIÓN DEL SVMP: Para la validación del 

modelo se tomaron 20 pacientes. Los parámetros que se 

utilizaron en la validación fueron la presión pico 

inspiratoria, presión de la pausa inspiratoria y presión 

media de las vías aéreas, ya que son los únicos valores 

mostrados por el ventilador. A los datos obtenidos de 

ambas fuentes se 

procesaron utilizando un Análisis de 

Varianza: ANOVA, todos los valores cuya significación 

(ρ)) es > 0.05, son en los que acepta la igualdad de medias 

entre ambos valores (real y obtenido), solo 2 de las 60 

hipótesis nula de igualdad de medias se rechazaron, lo que 

corresponde al 3.33%. Tomando en cuenta esto, el modelo 

queda validado con 96.67% donde se acepta que el 

comportamiento del modelo es similar al modelo real. 

Tiempo 

a.1) 

a.2) 

Figura. 2 Modelo del sistema ventilador mecánico 

paciente (SVMP) 

En la figura, 2 se muestra el modelo del ventilador 

mecánico adaptado al paciente. 

3.- SIMULACIÓN DEL MODELO: Para la 

implementación del modelo los parámetros a utilizar se 

dividieron en tres campos: Parámetros fijos del modelo, 

b.1) 

b.2) 

Figura 4. Implementación del SVMP con obstrucción 

de la vía aérea de 25% (izquierda) y 50% (derecha) 

a.1.2) presión pico inspiratoria y presión de la meseta 

inspiratoria, b.1.2) presión media de las vías aéreas 

89


5- OBSTRUCCIÓN DE LA VÍA AEREA: El cálculo de 

la resistencia de la vía aérea se basó en el diámetro del 

tubo, obteniéndose un valor de 5.76 cmH 2 O/L/s y el 

diámetro del tubo se representó entre 0 y 1, cuando no 

existe obstrucción el valor corresponde a 1, como en este 

caso Se simuló la obstrucción de la vía aérea, reportados 

por la literatura con 25% y 50% de obstrucción (Figura 4). 

6.- DISEÑO CONCEPTUAL DEL SISTEMA 

CERRADO AUTOMÁTICO DE ASPIRACIÓN 

ENDOTRÁQUEAL (SCAAE): De manera general de los 

componentes que integran el SCAAE; la conexión del 

sistema de aspiración con el tubo endotraqueal es mediante 

un tubo de tres vías, en los extremos laterales de la misma 

se conecta los tubos del circuito del paciente y por el 

conducto central se conecta un conducto de plástico en 

cuyo interior está el sistema de compuertas y de 

deslizamiento de aspiración (Fig. 5) conectada al aspirador; 

en la parte superior del tubo exterior existe un par de 

aberturas destinadas a dispensar solución fisiológica a la 

sonda de aspiración. El sistema de aspiración se incorporó 

en el SVMP a nivel del tubo endotraqueal. 

Figura. 5 Incorporación del SCAAE al SVMP 

CONCLUSIONES 

El modelo del Sistema Ventilador Mecánico Paciente 

(SVMP) se presenta como una buena aproximación para 

estudiar cualitativa y cuantitativamente los fenómenos 

fisiológicos que ocurren durante la ventilación mecánica, 

así como también obtener información acerca del 

comportamiento del equipo durante el soporte ventilatorio, 

demostrando capacidad de variabilidad y de 

reproducibilidad ante distintos valores de volúmenes 

inspirados y frecuencias respiratorias, pudiendo imitar los 

cambios que ocurren en el equipo y en el paciente ante 

variaciones en los parámetros de trabajo impuestos por el 

operador, pudiéndose estudiar los efectos sobre el paciente 

y el equipo de la obstrucción de la vía aérea a distintos 

grados y caracterizar los cambios que ocurren en cada 

segmento físico del conjunto ventilador-paciente. De igual 

forma, se demostró los cambios abruptos que ocurren a 

media que aumenta el grado de obstrucción, cambios que 

llegan a producir profundas perturbaciones fisiológicas y 

comprometer la vida del paciente. 

El diseño conceptual del Sistema Cerrado Automático 

de Aspiración Endotráqueal (SCAAE) se presenta como un 

dispositivo que pudiera permitir automatizar la aspiración 

de secreciones en pacientes conectados a ventilación 

mecánica y evitar que los daños producidos por la 

obstrucción de la vía aérea y la hipoxia que esta causa 

lleguen a ser irreversibles, teniendo la ventaja de no 

suspender la función del ventilador durante la aspiración y 

disminuyendo el riesgo de contaminación biológica de el 

personal encargado de la aspiración. 

Las recomendaciones e ideas planteadas en este trabajo 

y consideradas como pautas sugeridas para futuras 

investigaciones contemplan entre otras: 

La realización de modelos ventilador mecánicopaciente 

con diferentes modos de operación, no solo 

volumen controlado como se realizó en este trabajo para 

caracterizar los cambios que se puedan presentar en el 

paciente y en el equipo y compararlos con el modo de 

ventilación aquí utilizado. 

Desarrollar el prototipo del SCAAE y realizar 

estudios, inicialmente con animales sometidos a ventilación 

mecánica para evaluar los efectos colaterales y eficacia de 

la maniobra, para demostrar si en realidad es posible su 

implementación en humanos. 


A mi tutor de tesis de maestria el profesor Rubén Rojas y al 

Grupo de Ingeniería Biomédica de la Universidad de Los 

Andes (GIBULA). 

Rubén Darío Rojas agradece al Proyecto Prometeo de la 

Secretaria de Educación Superior, Ciencia Tecnología e 

Innovación de la República del Ecuador, por su patrocinio 

parcial para la realización de este trabajo. 

REFERENCIAS 

[1] Caminal P. La ingeniería de sistemas y automática en la 

Bioingeniería. Universidad politécnica de Cataluña. 2000 

[2]Llorente A. Ventiladores mecánicos. Datex-Ohmeda. 

Número 5. 2003 

[3] Wilches M. Bioingenieria. Tomo III. Universidad de 

Antoquia. 1991. Medellín; Colombia. 

[4] Nucci G. Tessarin S. Cobelli C. A morphometric model 

of lung mechanics for time-domain analysis of alveolar 

pressures during mechanical ventilation Annals of 

Biomedical Engineering, 2002;30: 537–545. 

[5]Lindgren S. et al. Effectiveness and side effects of closed 

and open suctioning: an experimental evaluation. Intensive 

Care Med 2004; 30:1630–1637 

[6] Kerner D. Solving Windkessel model with Mlab. 

http://www.civilized.com Recuperado el 24 enero 2005. 

[7] Borrello M. Biomedical systems: modeling and 

simulation of lung mechanics and ventilator controls 

design. VisSim tutorial series. 1997. 

[8]Salas-Segura, D. Breve historia de la ventilación 

mecánica asistida. Acta académica. Universidad Autóctona 

de Centro América. Mayo. 2000 

90

Procesamiento de Imágenes Médicas

VALORACIÓN DEL MOVIMIENTO DEL VENTRÍCULO 

IZQUIERDO EN RM CARDIACA USANDO APRENDIZAJE DE 

DICCIONARIOS 

Juan José Mantilla 1,2,3∗ , Mireille Garreau 1,2 , Jean-J. Bellanger 1,2 , José Luis Paredes 4 

1 

INSERM, U1099, Rennes, F-35000, France. 

2 

Université de Rennes 1, LTSI, Rennes, F-35000, France 

3 

Grupo de Bioingeniería. Decanato de Investigación. 

Universidad Nacional Experimental del Táchira. San Cristóbal, Venezuela 

4 

Centro de Ingeniería Biomédica y Telemedicina (CIByTEL). 

Universidad de Los Andes. Mérida, Venezuela. 

juan.mantilla@univ-rennes1.fr 


RESUMEN 

En este trabajo se propone un método automático para la valoración de la función ventricular izquierda en 

imágenes de resonancia magnética cardiaca (RMC) basado en el aprendizaje de diccionarios. Curvas de tiempointensidad 

(CTI) son identificadas en perfiles espacio-temporales extraídos de diferentes segmentos anatómicos 

del Ventrículo Izquierdo (VI) en un estudio de (RMC). Sobre aquellas curvas que presentan un descenso y luego 

ascenso reflejando información dinámica de la contracción del VI, ciertos parámetros son extraídos: 1) tiempos 

medios de transición, 2) asimetría de curvas, 3) curva promedio basada en un proceso de clustering y 4) correlación 

cruzada entre cada CTI y una referencia específica de pacientes. Varias combinaciones de dichos parámetros son 

usadas como átomos de entrada para el entrenamiento de un clasificador basado en el aprendizaje de diccionarios 

con kernels. Los resultados son comparados con un clasificador clásico basado en máquinas de soporte vectorial 

(SVM). El mejor rendimiento es obtenido con una precisión aproximada de 94 % usando el método de diccionarios. 

Palabras Clave: Resonancia Magnética cardiaca, movimiento ventricular, aprendizaje de diccionarios. 

INTRODUCCIÓN 

Diferentes enfoques han sido propuestos en la literatura 

para la evaluación cuantitativa de la función ventricular 

izquierda (FVI). En particular, Caiani et.al [1], 

basaron su trabajo en la construcción de imágenes paramétricas 

de la dinámica cardíaca en secuencias cine de 

imágenes de resonancia magnética cardiaca para mejorar 

la precisión y reducir la variabilidad inter-observador 

en la detección de anomalías regionales de movimiento 

detectadas por no cardiólogos. Análisis paramétrico de 

la FVI también fue reportado por Kachenoura et.al [2] 

en imágenes de cine-RMC para la evaluación regional 

del movimiento con la extracción de parámetros relativos 

a tiempos medios de transición y velocidad radial 

media de contracción. En nuesro trabajo previo [3], perfiles 

espacio-temporales diametrales fueron extraídos de 

secuencias cine-RMC en eje corto. La información sobre 

niveles de gris de estos perfiles, así como, su representación 

en otros dominios como wavelets fue usada como 

descriptor para el entrenamiento de diccionarios discriminatorios 

y clasificación basada en máquinas de sopor- 

92


te vectorial. Mediante el uso de este enfoque se logró 

una clasificación binaria basada en movimiento (normal 

o anormal), de los segmentos de la cavidad VI . En este 

trabajo se propone el uso de clasificación basada en 

el aprendizaje de diccionarios con kernels, para la valoración 

del movimiento en la FVI a partir de parámetros 

extraídos en curvas tiempo-intensidad (CTIs) en perfiles 

radiales espacio-temporales del ventrículo izquierdo. 

Dichas curvas reflejan la dinámica de la contracción de 

las paredes del ventrículo basados en el cambio en los niveles 

de intensidad de los píxeles en la cavidad. Estos parámetros 

se refieren a: 1) tiempos medios de transición, 

2) asimetría de curvas, 3) curva promedio basada en un 

proceso de clustering y 4) correlación cruzada entre cada 

CTI y una referencia específica de pacientes. Resultados 

son comparados con máquinas de soporte vectorial 

usando un kernel de base radial. 

METODOLOGÍA 

Imágenes en modo cine de resonancia magnética 

cardíaca en eje corto fueron recopiladas de 2 grupos de 

estudio: 9 pacientes con disincronía cardíaca y 9 sujetos 

de control. Perfiles espacio-temporales fueron extraídos 

siguiendo el procedimiento descrito en [3] para perfiles 

diametrales, pero en este caso perfiles radiales son construidos 

desde el centroide del ventrículo izquierdo hasta 

un punto al exterior del borde epicárdico tal y como se 

observa en la figura 1. 

Figura 1: Extracción de un perfil espacio-temporal 

Por cada paciente se extrajo un conjunto de I M ∈ 

R 40×20 perfiles espacio-temporales en el plano medial, 

donde M ∈ {1, . . . , 360}, cada uno asociado con la 

orientación de un perfil en los 360 ◦ de la cavidad. En la 

figura 2 se puede observar un perfil con diferentes curvas 

tiempo-intensidad CTIs resaltadas. En total 3 tipos 

de CTIs, C(x, y, t) asociadas con el pixel c(x, y) se pueden 

identificar en un perfil: el primer tipo corresponde a 

los píxeles que permanecen dentro del miocardio durante 

todo el ciclo cardiaco y a los píxeles que permanecen 

al interior de la cavidad. Basados en el cálculo de umbral 

estas curvas se identifican con una desviación estandar 

menor a 0.2. El segundo tipo es para aquellos píxeles 

cuya curva presenta un descenso y luego un ascenso 

reflejando la dinámica de la contracción de la cavidad. 

Un tercer tipo es asignado a aquellos pixeles cuya curva 

presenta un ascenso y luego descenso con poca amplitud. 

Una función gausiana f(t), es ajustada a la inversa 

de cada una de las curvas que presentan un descenso y 

luego un ascenso, usando un algoritmo de mínimos cuadrados. 

Seguidamente se calculan diversos parámetros. 

Profile 

Gray level normalized intensity 

1 

0.9 

0.8 

0.7 

0.6 

0.5 

0.4 

0.3 

0.2 

0.1 

Time−Signal intensity curves 

0 

0 2 4 6 8 10 12 14 16 18 20 

Phases (Image number time) 

Figura 2: CTIs de un perfil espacio-temporal 

Extracción de parámetros de las CTIs 

El tiempo medio de transición (Mt) es calculado siguiendo 

el procedimiento descrito en [2], es decir, el 

tiempo promedio entre los parámetros T ON(c) (incio 

de la contracción) y T OF F (c) (fin del movimiento del 

endocardio) es calculado para cada señal ajustada. Una 

curva promedio obtenida mediante un proceso de clustering 

(Cl) es calculada para las CTIs en sub-regiones 

de 10 perfiles consecutivos en la cavidad ventricular. Un 

proceso basado en clustering de múltiples señales divide 

el conjunto de CTIs de una sub-región en dos clusters, 

posteriormente el promedio de las señales del clúster de 

mayor tamaño es calculado. Dicha curva representa el 

mas amplio grupo de señales con un patrón de contracción 

similar. Un valor de asimetría (Sk) es calculado para 

5 CTIs seleccionadas aleatoriamente en los perfiles 

de una sub-región en particular. Una asimetría negativa 

refleja un contracción tardía del segmento ventricular 

mientras que una asimetría positiva refleja una contracción 

temprana del segmento. Un parámetro basado en 

correlación cruzada (Co) es calculado entre cada CTIs y 

una referencia específica de pacientes. Para definir esta 

referencia se aplica un proceso de clustering sobre todas 

93


las CTIs que pertenecen a los sujetos de control. El promedio 

de las CTIs en el clúster de mayor tamaño es una 

referencia espcífica de la población sana. 

Clasificación basada en Diccionarios 

El propósito de este trabajo consiste en determinar 

si un segmento anatómico del VI presenta o no anomalía 

de movimiento basados en parámetros extraídos de 

CTIs en los perfiles espacio-temporales. Por tal motivo 

se propone el análisis de un enfoque de clasificación basado 

en el aprendizaje de diccionarios con kernels (del 

inglés Kernel Sparse Representation Dictionary Learning 

KSRDL) [4]. Dado un diccionario sobrecompleto 

A ∈ R n×K que contiene K átomos por columna, 

{a j } j 

K 

=1 , con K > n y usualmente K >> n, una señal 

b ∈ R n puede ser representada como una combinación 

lineal de dichos átomos. El enfoque de clasificación basado 

en el aprendizaje de diccionarios consiste en dos 

etapas: una etapa de entrenamiento basada en un modelo 

de aprendizaje de diccionarios y, una etapa de predicción 

basada en la codificación poco densa obtenida en la 

etapa de entrenamiento. Dada una señal de entrada b y 

un diccionario A, el aprendizaje de los coeficientes poco 

densos x es llamado codificación poco densa y puede 

ser obtenida resolviendo un modelo l 1 por mínimos cuadrados 

l 1 -Least squares (LS): 

mín 

x 

f(x) = 1 2 ‖b − Ax‖2 2 + λ‖x‖ 1 (1) 

Donde λ es el parámetro que controla la densidad de la 

representación escasa en los coeficientes. Dado un conjunto 

de datos de entrenamiento D, el proceso de obtener 

el diccionario A, los vectores con los coeficientes 

poco densos Y y el número de átomos del diccionario 

K es llamado aprendizaje de diccionario. Li et.al [4] introducen 

la representación poco densa de señales desde 

un punto de vista bayesiano y presentan un framework 

para el aprendizaje de diccionarios: asumiendo una distribución 

gaussiana (2) sobre los átomos del diccionario: 

mín 

A,Y 

1 

2 ‖D − AY ‖2 F + α 2 trace ( A T A ) + λ 

N∑ 

‖y i ‖ 1 , 

i=1 

(2) 

Donde F representa la norma de Frobenius o norma de 

Hilbert-Schmidt y α es el parámetro que controla la escala 

del diccionario. La clasificación basada en el aprendizaje 

de diccionarios se lleva a cabo entrenando un clasificador 

con la matriz de coeficientes escasos Y obtenida 

en la fase de entrenamiento. Para la predicción de p 

nuevas instancias, primero se debe obtener su correspondiente 

matriz de coeficientes poco densos X resolviendo 

el siguiente problema restringido no nulo: 

mín 

X 

p∑ 

i=1 

1 

2 xT i Hx i + g T i x i s.t. X ≥ 0, (3) 

Donde H k×k = A T A, g = −A T D. Como la optimización 

de los problemas anteriores requiere únicamente 

productos entre instancias particulares en lugar de los 

datos originales, en el problema de codificación escasa 

los productos son reemplazados por matrices kernel. Este 

problema se conoce como el algoritmo KSRDL [4]. 

Una vez la matriz de coeficientes escasos de las nuevas 

instancias es obtenida, la etiqueta de la clase se predice 

usando el clasificador obtenido en la etapa de entrenamiento. 

La etiquetas iniciales para la fase de entrenamiento 

son obtenidas mediante el análisis de curvas 

de deformación en Ecocardiografía 2D Speckle tracking 

disponibles para el grupo de pacientes patológicos, las 

cuales fueron usadas como referencia para etiquetar los 

perfiles por segmento. Los valores de deformación fueron 

validados por especialistas en los reportes médicos 

de ecocardiografía y permitieron distinguir los perfiles 

entre normales o anormales, estos últimos para los casos 

akinéticos o hipokinéticos. 

RESULTADOS 

Por cada paciente se seleccionaron 36 perfiles 

espacio-temporales, uno cada 10 ◦ después de un exhaustivo 

proceso variando el número de perfiles alcanzando 

un equilibrio entre complejidad y precisión. En 

particular se seleccionaron 6 perfiles por cada segmento 

anatómico en el plano medial de acuerdo a la representación 

17 segmentos propuesta por la AHA [6] (American 

Heart Asociation). Se seleccionó un 75 % de los 

perfiles catalogados como anormales para conformar la 

mitad del grupo de entrenamiento. La otra mitad con el 

mismo número tomado aleatoriamente del grupo de perfiles 

con movimiento normal. El resto de perfiles no tomados 

en cuenta para el entrenamiento fueron utilizados 

para validar el modelo. El procedimiento de cálculo 

de parámetros fue aplicado sobre los perfiles seleccionados. 

Diferentes combinaciones de parámetros fueron 

usadas como átomos de entrada para el entrenamiento 

94


del diccionario basado en kernel con la siguiente especificación: 

distribución gausiana sobre los átomos del diccionario, 

un clasificador k-Nearest Neighbor sobre los 

códigos poco densos y una matriz kernel de base radial 

(RBF) que reemplaza los productos en el modelo 

de aprendizaje de diccionario. Resultados significativos 

(media ± desviación estándar) después de 50 iteraciones 

variando los grupos de entrenamiento y validación son 

mostrados en la tabla I donde se comparan con aquellos 

obtenidos usando una SVM con un kernel RBF. 

Tabla I: Precisión obtenida por los diferentes enfoques 

Test SVM KSRDL 

Sk - Cl 93.50 ± 2.35 94.49 ± 1.59 

Sk - Cl - Co 94.34 ± 1.42 94.06 ± 2.38 

Sk - Mt 92.03 ± 1.36 92.59 ± 2.39 

Sk - Mt - Cl 94.25 ± 1.38 93.81 ± 2.06 

Sk - Mt - Cl - Co 94.32 ± 1.49 93.99 ± 2.19 

Los resultados reflejan que el mejor rendimiento en clasificación 

e s o btenido c uando l os v ectores d e entrenamiento 

incluyen el parámetro de asimetría (Sk) y la curva 

promedio basada en clustering (Cl) con una precisión 

de alrededor 94 %. Los tiempos de cómputo en segundos 

(media ± desviación estandar) empleados por 

los clasificadores u sando u na P C c on u n procesador 

Intel(R) Xeon(R) 2.50GHz, 32 GB de RAM fueron: 

Para SVM, entrenamiento 4.281±1.059 seg y validación 

0.003±0.564e-03 seg. Para KSRDL, entrenamiento 

3.50e-04±3.78e-04 seg y validación 0.007± 0.002 seg. 

Los resultados reflejan que el algortimo KSRDL emplea 

menor tiempo para entrenamiento que la SVM. Ambas 

técnicas presentan tiempos de validación similares. En 

cuanto a comlejidad, el modelo de diccionario emplea 

alrededor de 15 átomos para la clasificaión mientras que 

la SVM emplea alrederor 147 vectores de soporte. 

CONCLUSIONES 

En este trabajo se presentó un enfoque para la clasificación 

de movimiento del ventrículo usando aprendizaje 

de diccionarios con kernels. Los resultados muestran 

que el parámetro de asimetría juega un papel importante 

en la identificación de anomalías de movimiento del VI. 

Resultados en términos de cómputo para validación, son 

comparables con aquellos obtenidos con el uso de una 

SVM con un kernel RBF con la ventaja que en complejidad, 

el modelo de diccionario utiliza menos cantidad de 

átomos que vectores de soporte usados por la SVM en el 

95 

proceso de clasificación. El uso de clasificación basada 

en representaciones poco densas obtenidas mediante el 

aprendizaje de diccionarios resulta ser una técnica conveniente 

para la valoración de la función VI que requiere 

mayor validación. 


Parte de este trabajo fue soportado por el proyecto 

Francés “Utility of medical imaging for the optimization 

of the implantation of implantable cardiac devices” 

(IMOP): ANR CIC-IT n. 04 187-188-189-190, y el 

proyecto europeo euHeart: European Community’s Seventh 

Framework Programme FP7_ICT_2007-2(2008- 

12) n. 224495. Los autores agradecen al proyecto ECOS- 

NORD - FONACIT PI-2010000299 por su soporte financiero. 

El primer autor agradece a la Universidad del 

Táchira por el programa de beca de doctorado. Prof. Paredes 

quiere agradecer a CDCHTA-ULA por el soporte 

de su investigación con el proyecto I-1336-12-02-B. 

REFERENCIAS 

[1] E. G. Caiani et.al., “The role of still-frame parametric 

imaging in MR assessment of LV wall motion 

by non-cardiologists.,” J Card Magn Reson, vol. 6, 

no. 3, pp. 619-25, 2004. 

[2] N. Kachenoura et.al., Evaluation of regional myocardial 

function using automated wall motion analysis 

of cine MR images: Contribution of parametric 

images, contraction times, and radial velocities., J 

Magn Reson Imag, vol. 26, no. 4, pp. 1127-1132, 

2007. 

[3] J. Mantilla et.al., “Machine learning techniques 

for LV wall motion classification based on spatiotemporal 

profiles from cardiac cine MRI,” (ICM- 

LA), 2013 12th IEEE Int. Conf. on, 2013, vol. 1, 

pp. 167-172. 

[4] Y. Li and A. Ngom, “Sparse representation approaches 

for the classification of high-dimensional biological 

data,” BMC Systems Biology, vol. 7, no. 

Suppl 4, pp. S6, 2013. 

[5] D. Wang and S. Kong, “A classification-oriented 

dictionary learning model: Explicitly learning the 

particularity and commonality across categories,” 

Pat. Recog., vol. 47, no. 2, pp. 885–898, 2014. 

[6] M. D. Cerqueira et.al., “Standardized myocardial 

segmentation and nomenclature for tomographic 

imaging of the heart: A statement for healthcare professionals 

from the cardiac imaging committee of 

the council on clinical cardiology of the american 

heart association,” Circulation., vol. 105, no. 4, pp. 

539–542, 2002.


DETECCIÓN DE CÁNCER DE MAMA EMPLEANDO LUZ CERCANA AL 

INFRARROJO MEDIANTE MODELAJE Y SIMULACIÓN USANDO 

TÉCNICAS DE ELEMENTOS FINITOS. 

Ana A, Arráiz B 1 , Rubén Medina 1, 2 

1 

Centro de Ingeniería Biomédica y Telemedicina (CIByTEL), Mérida, Venezuela 

2 

Investigador Prometeo, Universidad de Cuenca, Ecuador 

e-mail: budovalchew.ana@gmail.com 

RESUMEN 

La radiación cercana al infrarrojo es un método que podría ser eficaz para la detección temprana del cáncer de 

mama. Sin embargo, antes de construir un prototipo experimental se requiere estudiar su efectividad mediante la simulación 

y el modelado computacional. Para ello se consideran diferentes configuraciones de diodos emisores de radiación NIR y 

foto-detectores. Por su parte el tejido mamario se modela estableciendo a priori una configuración representada por los 

coeficientes de absorción y de dispersión del tejido. El modelaje conduce a estimar la solución numérica de la ecuación de 

difusión utilizando el método de elementos finitos, mediante el software NIRFAST. De los arreglos considerados, aquel 

con doce fuentes y doce detectores dispuestos alrededor del dominio, es el arreglo que presenta una mejor calidad de 

detección y se recomienda para el desarrollo de un prototipo que pudiese tener uso clínico. El mencionado arreglo logra 

detectar con buena precisión los tumores ubicados en diferentes sitios del modelo de la mama. 

Palabras Clave: Cáncer de mama, Radiación cercana al infrarrojo, ecuación de difusión, método de elementos finitos. 

INTRODUCCIÓN 

El cáncer de mama representa, aproximadamente, 13% 

de las muertes por cáncer en mujeres. Estas estadísticas 

causan preocupación por su impacto en la sociedad y la 

familia [1]. Este panorama motiva el desarrollo de 

investigaciones con impacto social para la búsqueda de un 

método de detección temprana del cáncer de mama. 

Los métodos actuales suelen ser generalmente costosos 

o poco eficaces en la detección precoz del cáncer de mama. 

Entre las herramientas tecnológicas existentes están: la 

mamografía, el ultrasonido mamario, la resonancia 

magnética, la tomografía. Estas técnicas han sido validadas 

desde el punto de vista clínico, sin embargo, presentan 

desventajas comunes tales como la baja eficiencia y escaza 

sensibilidad. 

Existen técnicas experimentales, entre las que se 

pueden mencionar, aplicaciones avanzadas de la 

mamografía digital, el ultrasonido, la resonancia 

magnética, la medicina nuclear, la tomografía 

computarizada, entre otras. Así también están los 

instrumentos experimentales, basados en la difusión de luz 

cercana al infrarrojo (NIR) [10]. 

Una de las características importantes de la radiación 

NIR, se encuentra en el alto nivel de absorción que 

presenta este tipo radiación ante la concentración de 

hemoglobina oxigenada y desoxigenada para un rango de 

longitudes de onda, que va de 600 nm a 1000 nm y la 

característica dispersiva del tejido de la mama normal (en 

ausencia de tumores). 

En vista de las cualidades de la radiación NIR, se ha 

realizado un modelado computacional de la propagación de 

esta radiación en los tejidos así como la reconstrucción a 

partir de mediciones. De esta manera resulta posible buscar 

la mejor configuración de fuentes/detectores en cuanto a 

sensibilidad, ubicación y profundidad de detección, para el 

diagnostico del cáncer de mamas. Esta metodología puede 

ser aplicada en base a imágenes 3D de la mama obtenidas 

mediante Resonancia Magnética (MRI). El modelaje se 

realiza utilizando técnicas de elementos finitos mediante el 

programa NIRFAST [2]. 

METODOLOGÍA 

Estudio teórico de la luz 

Cuando la radiación electromagnética en forma de luz 

viaja por los tejidos biológicos, los fotones, realizan su 

migración o ruta siguiendo una secuencia de pasos 

aleatorios, debido a las fluctuaciones dieléctricas aleatorias 

[3]. Por lo tanto en medios con estas condiciones, se suele 

analizar estas situaciones a partir de dos procesos 

macroscópicos como son la dispersión y la absorción. 

En condiciones normales sin presencia de tumor, en el 

tejido de la mama, predomina el efecto de dispersión que se 

modela mediante el coeficiente de dispersión reducido (μ s ′ ) 

mientras que la absorción se modela mediante el 

coeficiente (μ a ). Para el caso del tejido mamario, se 

96


considera que: μ a ≪ μ ′ s Este hecho permite que la 

radiación NIR alcance una buena profundidad de 

penetración. 

Cuando existen tumores se produce un proceso de 

angiogénesis (aumento en la concentración de 

hemoglobina), lo cual se traduce en una alta absorción ante 

la radiación NIR, generando, susceptibilidad a la variación 

de este cromóforo del tejido. 

Para describir matemáticamente el proceso de 

propagación de luz en medios biológicos, entre los métodos 

de difusión está la Teoría de Transporte de Radiación, 

empleando la Ecuación de Transporte de Radiación (RTE), 

que ofrece una descripción adecuada [4]. Sin embargo, 

pese a que esta teoría simplifica el análisis, la ecuación no 

es tan sencilla de resolver. Existe un conjunto de técnicas 

de solución para resolver la RTE, una de ellas consiste en 

establecer una aproximación mediante la ecuación de 

difusión debido al efecto predominante de la dispersión en 

el tejido biológico. 

La ecuación de difusión se escribe como se muestra en 

la ecuación 1 [5] 

 

1 ( 

r, 

t) 

2 

D. 

( 

r, 

t) 

a( 

r, 

t) 

S( 

r, 

t) 

c t 

 

Donde, representa el flujo de fotones [w/cm 2 .s], 

en la posición r, en un tiempo t (transferencia de energía 

por unidad de área). c es la velocidad de la luz en el medio 

[m/s]. es el coeficiente de absorción [1/cm]. 

es el coeficiente de dispersión [cm], donde 

representa el coeficiente de dispersión reducida [1/cm]. Por 

su parte, es el coeficiente de dispersión [1/cm], es el 

coseno del ángulo medido de la dispersión de los fotones. 

es el termino que representa la intensidad de la 

fuente [w/m 3 s], en la posición r para el instante t. 

S( r, 

t) 

a 

s 

( r, 

t) 

D [3s 

' 1 

] 

' 

s 

s(1 

g) 

Solución de la ecuación 

Se determinó la solución de la ecuación 1, mediante dos 

métodos: método analítico y método numérico. En la 

solución analítica no se logra incorporar geometrías reales 

de la mama, ni la condición de contorno real, y si bien esta 

técnica permitiría la detección temprana del cáncer, no fue 

posible identificar la ubicación precisa ni dimensiones de la 

anomalía. Debido a tales limitaciones se implementó la 

solución numérica basada en el método de elementos 

finitos para determinar la solución de la ecuación 1. 

La técnica de elementos finitos permite modelar 

dominios irregulares, condiciones de contorno variables y 

las no linealidades en las ecuaciones. Para el desarrollo del 

método se siguen los pasos que se especifican a 

continuación [6]: 

1. Discretización de la región de solución en un número 

finito de subregiones o elementos. 

Las ecuaciones gobernantes, tienen que ser válidas en 

cualquier parte del dominio del problema, denotado Ω a 

g 

excepción de los contornos, tal como ocurre con la 

ecuación 1 en el tejido de la mama. Esto permite subdividir 

el dominio en un conjunto de regiones interconectadas y de 

tamaño finito. La forma más común es la sub-división del 

dominio en triángulos, tal como se observa en la figura 1 

Figura 1. Discretización del Dominio 

2. Obtener las ecuaciones para el elemento típico. 

Es importante señalar que en el desarrollo de elementos 

finitos, luego de identificar los elementos de la 

discretización, lo que se busca es conseguir la solución en 

cada elemento, para luego superponer todas las soluciones. 

En este paso se reformula el problema en forma débil, 

transformando la ecuación diferencial de difusión, sin 

dependencia temporal, mediante la formulación de 

Gallerkin. Para estimar esta formulación en todos los 

puntos del elemento típico, que será el triangulo, se emplea 

la función de interpolación que lo describe, y se sustituye 

en dicha formulación. La ecuación resultante se expresa en 

forma matricial, como lo muestra la ecuación 2: 

[{α} VxV + {β} VxV ]. Φ i e = {F} Vx1 + {B} VxV (2) 

Donde, V es el número de nodos del elemento. Φ e , 

representa el flujo de fotones, en cada nodo del elemento. 

Y donde α ij = ∫ α ∇ψ i ∇ψ j ∂Ω , β 

Ω 

ij = ∫ β ψ i ψ j ∂Ω , F 

Ω 

j = 

∫ ψ j f ∂Ω y B 

Ω j = ∫ ψ i ψ j ∂ n Φ e j d(∂Ω) , obtenidas a partir 

∂Ω 

de la formulación de Gallerkin de la ecuación (1) 

3. Ensamblaje de todos los elementos de la solución. 

La matriz elemental de cada uno de los elementos que 

conforman el dominio son ensambladas en una matriz 

global. Esta matriz contiene un número de filas y 

columnas igual que la cantidad de nodos presentes en el 

contorno del dominio, conocidos como nodos globales. En 

cada entrada de la diagonal de dicha matriz, se introducirá 

la matriz elemental de cada elemento, y en las entradas en 

que se solapen dos matrices elementales sus términos se 

sumaran, tal como se muestra en el ejemplo de la figura 2: 

Figura 2. Ensamblaje de los nodos 

97


4. Solución del sistema de ecuaciones obtenido 

La matriz global no es más que un sistema de 

ecuaciones difícil de resolver mediantes métodos directos, 

por ello se requieren métodos más sofisticados, como los 

llamados: métodos iterativos. Entre ellos los métodos no 

estacionarios, por su rapidez de convergencia [7]. 

Método computacional 

El método numérico se implementa mediante el 

software llamado Tomografía espectral y fluorescencia 

cercana al infrarrojo (NIRFAST). Este sistema modela el 

comportamiento de la propagación de la luz para la ventana 

óptica cercana al infrarrojo en el tejido biológico basado en 

el método de elementos finitos. El paquete de herramientas 

NIRFAST se soporta en el software matemático 

MATLAB®, bajo una interfaz de usuario GUI. La teoría 

que involucra, incluye en términos generales dos 

estrategias de soluciones, como son: 

El modelo Directo (forward) 

El objetivo es estimar el comportamiento del flujo de 

fotones Φ dentro de un dominio Ω, emplea el método de 

elementos finitos, implementando geometrías y 

condiciones de contorno reales (condición de contorno de 

límite parcial). La solución de la ecuación matricial 

(ecuación 2), se desarrolla mediante el método no 

estacionario correspondiente al Método de Gradiente Bi 

conjugado Estabilizado (Bi - CGSTAB) [8]. 

El modelo Inverso 

El objetivo, en este caso, es recuperar, mediante 

técnicas de reconstrucción las propiedades ópticas μ = 

(μ a , μ s , ), en cada nodo, a partir de mediciones de la 

densidad de la luz obtenidas en la superficie del tejido 

biológico. El programa implementa el método de 

regularización modificado de Tikhonov [9]. 

Modelaje y simulación 

El primer modelo estudiado corresponde a un dominio 

bidimensional. Este ejemplo permite verificar el buen 

funcionamiento del programa para ello se define el dominio 

con propiedades ópticas establecidas a priori. 

Posteriormente mediante el modelo directo se estima la 

intensidad de radiación NIR obtenida en cada detector. A 

continuación mediante el modelo inverso se realiza la 

reconstrucción del dominio y se compara con respecto a las 

características ópticas establecidas a priori. En este caso se 

logra una conformidad superior al 90%. 

En vista de los resultados en 2-D, se plantean cuatro 

arreglos para la ubicación de las fuentes y detectores, sobre 

un dominio cilíndrico de radio 50 mm y altura de 100 mm. 

Las características ópticas son similares a las de una mama 

real. En tal dominio se incrustan cuatro tumores tal como 

se muestra en la figura 3. Esto con el fin de realizar una 

comparación de calidad de detección y determinar el 

arreglo más eficaz para detectar dichos tumores. 

Figura 3. Dominio de prueba para los arreglos 

Los arreglos planteados son los que se muestran en la 

figura 4: 

a) 

c) 

Figura 4. a) Arreglo con dos fuentes y un detector, 

b) Arreglo con ocho fuentes y un detector, c) Arreglo 

con trece fuentes y dos detectores y d) Arreglo con doce 

fuentes y doce detectores alrededor del dominio. 

La tabla I muestra el resultado obtenido al modelar la 

propagación de la radiación NIR y posteriormente 

reconstruir las propiedades ópticas del dominio 

considerando cada uno de los diferentes arreglos 

planteados, comparando las regiones detectadas con 

respecto a las regiones establecidas a priori. 

RESULTADOS 

En base a los resultados obtenidos en la comparación de 

los cuatro arreglos, se aprecia que el arreglo más eficaz es 

el correspondiente a doce fuentes y doce detectores 

dispuestos alrededor del dominio. Posteriormente se utiliza 

este arreglo considerando una geometría real de una mama, 

obtenida mediante la segmentación de una imagen 3-D de 

resonancia magnética (MRI) mediante el software auxiliar 

NIRView. El dominio incorpora los tejidos adiposos y 

glandulares de la mama así como cuatro tumores. Dichos 

tejidos se modelan en base a los coeficientes de absorción y 

dispersión característicos. Los resultados obtenidos se 

muestran en la tabla II. Se observa que la reconstrucción 

b) 

d) 

98


obtenida presenta una conformidad superior al 80% para 

todas las regiones incluidas en el dominio. 

Tabla I. Regiones detectadas por los arreglos 

Región 

Medio 

Arreglo 

Con 2 

fuentes Se No se 

y 1 detectó detectó 

detector 

Con 8 

fuentes Se No se 

y 1 detectó detectó 

detector 

Con 13 

fuentes 

Se No se 

y 2 

detectó detectó 

detector 

es 

Con 12 

fuentes 

Se 

Se 

y 12 

detectó 

detectó 

detector 

50% 

es 

δ: Profundidad de penetración 

I-T II-T III-T IV-T δ 

mm 

No se 

detectó 

No se 

detectó 

No se 

detectó 

Se 

detectó 

50% 

Se 

detectó 

40% 

Se 

detectó 

100% 

Se 

detectó 

100% 

Se 

detectó 

100% 

No se 

detectó 

Se 

detectó 

25% 

Se 

detectó 

25% 

Se 

detectó 

100% 

Tabla III. Regiones detectadas por los arreglos 

Región 

reconstruida 

Región esperada que 

representa 

Reconstrucción de la 

dimensión 

Región I Tejido Adiposo 100% 

Región II Tejido Glandular 100% 

Región III Tercer tumor 80% 

Región IV Cuarto tumor 80% 

Región V Primer tumor 80% 

Región VI Segundo tumor 80% 

CONCLUSIONES 

El cáncer de mama es una enfermedad en donde la 

detección precoz de la ubicación y dimensiones de los 

tumores presentes es necesaria para lograr un efectivo 

procedimiento terapéutico. El tejido biológico mamario se 

caracteriza por presentar una respuesta de alta dispersión y 

baja absorción de la radiación NIR. 

La solución analítica de la ecuación de difusión 

presenta buenos resultados en la detección precoz del 

cáncer, pero no permite precisar la ubicación ni las 

dimensiones del tumor. La solución numérica permite 

modelar el comportamiento de la distribución de los 

fotones, permitiendo precisar su ubicación y dimensiones 

mediante técnicas de reconstrucción. 

La comparación de los diferentes arreglos muestra que 

la detección de tumores es adecuada mediante el arreglo 

con doce fuentes y doce detectores dispuestos alrededor del 

dominio. Se requiere sin embargo, mejorar el proceso de 

47 

65 

75 

100 

asignación de propiedades ópticas de los tejidos, de manera 

que su valor se derive directamente de la información de 

nivel de gris de la imagen de resonancia magnética (MRI) 

de manera que no sea necesaria la segmentación de la 

imagen. Por otra parte, resulta necesaria la validación 

utilizando un mayor número imágenes 3-D de resonancia 

magnética. 


El presente trabajo ha contado con el apoyo del CDCH-TA 

y CEP de la Universidad de Los Andes en Venezuela. El 

presente trabajo fue patrocinado por el Proyecto Prometeo 

de la Secretaría de Educación Superior, Ciencia, 

Tecnología e Innovación de la República del Ecuador 

REFERENCIAS 

[1] Enlace hispano americano de salud. Pagina Web 

disponible en línea: 

http://www.upch.edu.pe/ehas/pediatria/lactancia%20matern 

a/. Ultimo acceso: Mayo, 2014.. 

[2] Hamid Dehghani et al, (2008), Near infrared optical 

tomography using NIRFAST: Algorithm for numerical 

model and image reconstruction. International journal 

Numerical Methods in Biomedical Engineering Volume 

25, 6, , USA, pp. 711–732. 

[3] A. Yodh and B. Chance, (1995): Spectroscopy and 

imaging with diffusing light, biophysics and radiology at 

the University of Pennsylvania, Philadelphia, USA book 

PHYSICS TODAY, pp. 34-40. 

[4] A. J. Welch and M.J.C. Gemert, (2010), Optical- 

Thermal Response of Laser- Irradiated Tissue, second ed. 

Springer. USA. 

[5] Patterson M.S., et al, (1989): Time resolved reflectance 

and transmittance for the non-invasive measurement of 

tissue optical properties, Appl. Opt., USA, 28, pp. 2331- 

2336. 

[6] Mayers D, (2003), An introduction to Numerical 

Analisis, Cambridgte. Cambridge University Press, 

London. 

[7] Richard Barrett, et al. (2014), Templates for the 

Solution of Linear Systems: Building Blocks for Iterative 

Methods, document is the electronic version of the 2nd 

edition of the Templates book 

[8] Schweiger M, et al., (1995), The finite element model 

for the propagation of light in scattering media: boundary 

and source conditions, Medical Physics; 22, pp. 1779– 

1792. London. 

[9] Yalavarthy PK, et al., (2007), Weight-matrix structured 

regularization provides optimal generalized least-squares 

estimate in diffuse optical tomography, Medical Physics, 

34(6), London. pp. 2085–2098. 

[10] Adam B. Noveret al. (2009), Modern Breast Cancer 

Detection: A Technological Review, International Journal 

of Biomedical Imaging, vol. 2009, pp. 01-14. 

99


EVALUACIÓN POSTURAL DE NIÑOS USANDO TÉCNICAS DE VISIÓN POR 

COMPUTADOR. 

Franklin Rosado 1, 2 , Cesar Aceros 2 , Sergio Salinas 2 

1 

DSP-ASIC Builder Group, Universidad Popular del Cesar, Valledupar, Colombia 

2 

Grupo de Investigación en Bioingeniería, Señales y Microelectrónica, BISEMIC, Universidad Pontificia Bolivariana, 

Bucaramanga, Colombia 

e-mail: franklinrosado@unicesar.edu.co 

RESUMEN 

El presente estudio se realiza con el fin de identificar los patrones posturales incorrectos de los niños del Centro Terapéutico 

Integral de Neurodesarrollo Bobath de la ciudad de Bucaramanga, el cual no posee un sistema cuantitativo para identificar 

afecciones en las posturas. Este análisis permite conocer los problemas asociados a la mecánica postural presente en 

infantes mayores de cinco años. A causa de disposiciones legales y a las normas del instituto es preferible no interaccionar 

físicamente con los pacientes, cuando se hace el análisis postural, por esta razón se decide emplear el sistema Kinect de 

Microsoft. El resultado mostrará el porcentaje de error entre la postura del paciente y el modelo anatómico estándar 

adecuado acorde con la evolución de la patología presentada por el mismo, de esta forma el especialista podrá identificar 

cuales recursos terapéuticos a emplear para corregir la postura y mejorar la calidad de vida del niño. 

Palabras Clave: Rehabilitación, Ingeniería Biomédica, Análisis Postural, Kinect. 

INTRODUCCIÓN 

La postura se define como la posición de todo cuerpo 

en relación con la gravedad, por lo tanto, es el resultado del 

equilibrio entre las fuerzas musculares anti gravitatorias y 

la gravedad [1]. En los últimos años, el estudio del análisis 

postural ha adquirido una especial importancia debido a 

que la postura influye en factores de tipo interno y externo. 

En los primeros, se considera la información propioceptiva, 

dado que, la estimulación es fundamental en la maduración 

del esquema corporal, la regulación del equilibrio tónico 

ocular y la ejecución de movimientos simples. Por otra 

parte, entre los factores externos se encuentran los malos 

hábitos posturales de reposo, de trabajo y de ocio los cuales 

determinaran las variaciones del centro de gravedad y de 

las curvaturas de la columna [2]. 

Por eso, la postura se encuentra estrechamente 

relacionada con el entorno social, la personalidad, la actitud 

mental, ocupación, la vestimenta, la edad, nutrición, los 

estados de salud, actividades físicas y modelos 

socioculturales. De ahí, la importancia de realizar un 

análisis postural, por medio del cual se pueda identificar 

ciertas alteraciones a distinto nivel segmentario y en 

diferentes planos anatómicos [3-4]. 

Para realizar un análisis postural se cuenta con técnicas 

que se basan en dos características que son la sensibilidad y 

la generalidad; cuando se habla de alta generalidad se 

refiere a que aplica en muchos casos, pero que 

probablemente tenga una baja sensibilidad, lo cual quiere 

decir que los resultados que se obtienen pueden ser pobres 

en detalles. En tanto las técnicas con alta sensibilidad 

necesitan una información muy precisa sobre los 

parámetros específicos que se miden y tienen una 

aplicación bastante limitada [5]. 

El análisis postural cuenta con cinco criterios de 

observación que son el historial, las condiciones por 

contexto, constitucionales, estáticas y dinámicas. Donde, el 

historial hace referencia a la revisión inicial de la 

información que será registrada, esta proporciona al 

profesional muchos elementos que le ayudaran a 

comprender y relacionar las características posturales de 

cada paciente y las desviaciones que se van identificando 

durante el análisis postural. Por otro lado, el criterio de 

condición es el más influyente en el paciente, debido a que 

forma parte de las adaptaciones derivadas de su 

experiencia, refiriéndose a las formas de elaborar 

realidades posturales frente a las condiciones y 

circunstancias con las que interactúa un individuo con el 

mundo. En cuanto a las constitucionales estas influyen 

notoriamente en la actitud que adopta el sujeto y está 

relacionada con la altura del paciente, su longitud, los 

perímetros y diámetros de los segmentos corporales. En lo 

100


que se refiere a los criterios dinámicos estos hacen 

referencia a la exploración de la amplitud del movimiento 

activo y pasivo de cada una de las unidades funcionales 

(cabeza, tórax, extremidades superiores e inferiores) para 

conocer el comportamiento motor y funcional del sujeto 

[6]. 

La razón fundamental para esta investigación se debe a 

que en la actualidad el Centro Terapéutico Integral de 

Neurodesarrollo Bobath no cuenta con un sistema de 

análisis postural cuantitativo para identificar deformaciones 

o enfermedades que son causadas por tomar posturas que 

son inadecuadas, muchas son las causas que se asocian a 

los defectos de posturas tales como problemas en la visión 

y calzado inapropiado, con el análisis se podrá detectar y 

analizar cuáles son las alteraciones posturales que presenta 

cada niño del centro terapéutico. 

Como antecedentes de otros trabajos realizados 

tenemos a Ramón, quien realizó un trabajo sobre análisis 

postural usando imagenología computarizada, el cual se 

trata de un programa APIC que realiza la evaluación 

postural basado en la demarcación de cada uno de los 

puntos anatómicos básicos de una persona y luego se 

procede a tomar una serie de fotografías que son la base 

para realizar la evaluación mediante un sistema de captura 

de coordenadas cartesianas, usando la hoja de cálculo 

Excel y Visual Basic [7]. 

Por otro lado Clark realiza un estudio que trata sobre la 

utilidad del sensor Kinect de Microsoft [8], para realizar 

análisis posturales, el estudio realizado evalúa la capacidad 

del sensor para realizar este tipo de evaluación postural. 

Además hacen uso de un sistema 3D combinado con el 

sensor como referencia para realizar el estudio, los datos 

adquiridos por medio del Kinect se realizaron con una 

frecuencia de muestreo de 30Hz, por tanto aplicaron 

técnicas de remuestreo, debido a que el sistema de cámaras 

en 3D trabajan a una frecuencia de 120Hz. En particular se 

realizaron tres pruebas de control postural (análisis frontal, 

lateral y equilibrio con una sola pierna). Con respecto a las 

pruebas realizadas en general no muestran diferencias 

significativas entre los dos dispositivos, por lo cual el 

sistema Kinect ofrece una información confiable para 

realizar un estudio de análisis postural [9]. 

Por ultimo Mentiplay realizó un trabajo que trata sobre 

la fiabilidad y validez del dispositivo Kinect para evaluar la 

postura de un pie estático, con el fin de evaluar la posición 

del pie, se hizo: observación visual tradicional, sistema 3D 

y por último el sensor Kinect, cuyos datos fueron 

procesados aplicando métodos estadísticos, demostrando 

una buena fiabilidad y correlación. Por tanto el estudio 

concluye que el uso del Kinect en ese tipo de evaluación es 

más fiable que la observación visual y a la vez al 

compararlas con un sistema 3D se valida la fiabilidad 

entregada por el sensor [10]. 

METODOLOGÍA 

Se realizara una apropiación tecnológica por medio de 

la cual se podrá conocer cómo el sistema Kinect puede 

ayudar a realizar estudios de análisis posturales sin la 

necesidad de usar marcadores fijos en los pacientes. 

Para la investigación, se tendrán en cuenta diferentes 

etapas que marcarán las pautas necesarias para avanzar 

correctamente con el proceso de desarrollo: 

• Diseño: En esta etapa se busca una solución mejorada 

de la evaluación postural usando el sensor Kinect y su 

calibración para la fiabilidad de los datos que serán 

usados para realizar el análisis postural y determinar 

cuáles serán los puntos de biomecánica estructural del 

cuerpo humano para realizar la evaluación postural. 

• Implementación: Se implementarán las actividades de 

la etapa anterior, con el fin de realizar las pruebas del 

sistema y el acoplamiento del sensor, con el fin de 

realizar ajustes y corregir los posibles problemas del 

software y calibración del dispositivo. 

• Validación: Se realizará un protocolo de toma de datos 

en infantes con la correspondiente autorización del 

representante legal, con el fin de comparar los 

resultados finales y conocer el margen de error del 

sistema implementado. 

Con la implementación de este sistema se busca acortar 

el tiempo que tarda un profesional en realizar el estudio, 

por lo cual no se tendrá que someter a los niños a 

extenuantes jornadas, obteniendo en tiempo real los 

resultados del análisis postural y de esta manera el 

profesional encargado podrá proceder a aplicar los 

correctivos necesarios para la corrección y seguimiento de 

los diferentes ejercicios, que conllevarán a mejorar la 

composición estructural y mental de cada niño. 

En la figura 1 se observa el diagrama de bloques, donde 

se ilustra el procedimiento para el procesamiento de los 

datos. Inicialmente, se calibra el dispositivo, luego se 

procede a escoger la vista (anterior, posterior ó lateral) que 

se desea estudiar, inmediatamente se obtiene el modelo 

biomecánico en el cual se ubican los puntos de referencias 

necesarios para la evaluación postural, el sistema Kinect 

provee un esqueleto virtual que sirve como punto de 

partida para obtener dichos puntos de referencia que 

complementaran los ya existentes. Para obtener estos, se 

realiza un desplazamiento vectorial automático, usando 

técnicas de visión por computador y la cámara de 

profundidad del Kinect que suministra una imagen en 

blanco y negro. Donde la silueta del sujeto de color negro 

corresponde a los ceros y el fondo en blanco a los unos. Un 

algoritmo implementado en OpenCV desplaza los puntos 

del Kinect hacia los bordes de la silueta, reubicándolos para 

poder realizar el procesamiento de la información. A 

101


continuación se procede al análisis estadístico de los datos, 

obteniendo así los resultados generales de la evaluación 

postural de cada paciente, esta última etapa ésta en 

desarrollo, por lo que no se incluyen los resultados de ésta 

en este artículo. 

Calibración 

(Kinect) 

Visualización de 

resultados 

Escogencia vista 

para analizar 

Análisis de datos 

Modelo 

biomecánico 

Procesamiento de 

datos 

Figura 1. Esquema de desarrollo para el análisis 

postural en dos dimensiones 

RESULTADOS PARCIALES 

En las figuras 2, se observan en azul los puntos 

entregados por el sensor Kinect, para las primeras pruebas 

realizadas del modelo biomecánico, los cuales servirán 

como referencia para el análisis postural. Estas pruebas se 

efectuaron en adultos y niños, con el fin de verificar el 

desplazamiento de los marcadores (puntos amarillos) en los 

hombros, caderas y entrepierna, con respecto a los 

entregados por el sensor. Un factor importante en la 

evaluación postural es la simetría del cuerpo con respecto a 

la línea de gravedad, la cual se obtiene colocando una 

plomada en la parte posterior del cuerpo del sujeto, como 

lo hace [11]. En este trabajo se reemplaza el uso de la 

plomada, por un plano que une el entrecejo con el mentón y 

los pómulos del sujeto, los cuales son identificados por el 

sistema asegurando la simetría. 

utilizados en este trabajo. Los 21 puntos restantes son 

obtenidos mediante un algoritmo que realiza el 

desplazamiento vectorial de las referencias existentes, para 

fijar los puntos anatómicos ubicados en el contorno de la 

imagen obtenida mediante el sensor. Se encontró que la 

ecuación de la recta y=mx+b aseguraba las coordenadas 

ideales para la ubicación de cada “marcador”, necesarios 

para el análisis correspondiente. 

En la figura 3, se puede observar el modelo 

biomecánico usando la cámara de profundidad del Kinect, 

con la cual se obtiene la silueta del sujeto en estudio, en 

esta imagen se visualizan los puntos anatómicos de 

referencia correspondientes al plano frontal (vista anterior). 

Los “marcadores” en este plano se ubican con el fin de 

establecer la simetría y anormalidades en la alineación de 

los segmentos que corresponden a las rodillas y la cabeza, 

pero también se pueden calcular los desniveles que existen 

entre la altura de las cresas iliacas y los hombros. 

Igualmente, se hace con la vista posterior donde se 

analizarán la simetría y anormalidades que se presentan en 

la alineación de los segmentos que forman parte de la 

cabeza, el tronco y los tobillos. 

DISCUSIÓN 

Figura 3. Modelo biomecánico 

Figura 2. Pruebas modelo biomecánico niños. 

El análisis postural requiere de un total de 30 puntos 

(“marcadores”) de los cuales el sistema Kinect de 

Microsoft proporciona 23 de ellos, pero solo 9 son 

El procesamiento de la información mencionada 

anteriormente, mostrará el porcentaje de error entre la 

postura del paciente y el modelo anatómico estándar. 

Adicionalmente, aportará datos sobre la evolución o 

recuperación del paciente acorde con la patología 

presentada por el mismo, de esta forma el especialista 

tendrá una herramienta tecnológica que complementará su 

experiencia y le permitirá implementar recursos 

terapéuticos para la corrección de la postura, que redundará 

en una mejor calidad de vida para su paciente. Con el 

diseño e implementación del este sistema, el Centro 

Terapéutico Integral de Neurodesarrollo Bobath de la 

ciudad de Bucaramanga, incorporará nuevas tecnologías 

para realizar la evaluación postural automática, sin la 

necesidad de usar marcadores físicos en sus pacientes. 

102


CONCLUSIONES 

La generación de los marcadores se realizó con el fin de 

realizar de manera automática la evaluación postural. Para 

tal fin se desarrolló un algoritmo con la ayuda de las 

librerías de OpenCV, lo cual permitió ubicar los 

marcadores u otros parámetros en el paciente, sin la 

necesidad de tener contacto físico con él. Hasta ahora, se ha 

logrado con éxito ubicar los marcadores necesarios en 

todas las vistas (anterior, posterior y lateral), con el fin de 

realizar el estudio correspondiente. Por tanto, se espera 

desarrollar un sistema para el procesamiento de datos que 

permitirá realizar el análisis estadístico y de resultados. En 

este sentido, este trabajo aportará una herramienta valiosa a 

los especialistas, con la cual podrán realizar de forma 

automática, fiable y no invasiva, la evaluación postural en 

sus pacientes. 

[8] Keane, S., Hall, J., & Perry, P. (2011). Meet the Kinect: 

an introduction to programming natural user interfaces, 1ra 

edición, Editorial Apress. 

[9] Clark, R. et al (2012). Validity of the Microsoft Kinect 

for assessment of postural control. Gait & Posture, 36, pp 

372–7. 

[10] Mentiplay, B. et al (2013). Reliability and validity of 

the Microsoft Kinect for evaluating static foot posture. 

Journal of Foot and Ankle Research, 6, pp 14. 

[11] Chaitow, L. et al (2007): Aplicación clínica de las 

técnicas neuromusculares. Extremidades inferiores 

(Bicolor), Volumen II, Editorial Paidotribo. 


Los autores agradecen a la Universidad Popular del Cesar 

(UPC) y la Universidad Pontificia Bolivariana (UPB), 

seccional Bucaramanga, por su colaboración en el 

desarrollo de este trabajo. 

REFERENCIAS 

[1] Rull I. (2007): Biomecánica clínica de las patologías del 

aparato locomotor, 1ra edición, Editorial MASSON S.A. 

[2] Del Sol M. et al (2004): Evaluación postural de 

individuos mapuche de la zona costera de la IX Región de 

Chile. 22: pp 339-342. 

[3] Brownstein A. (2001): La curación natural de la 

espalda. Paidotribo, 1ra edición, Editorial Paidotribo. 

[4] Rasch P. (1991): Kinesiología y anatomía aplicada, 7ma 

edición, Editorial El Ateneo. 

[5] Nogareda, S. (2003): Evaluación de las condiciones de 

trabajo: carga postural. Método REBA (Rapid Entire Body 

Assessment). Revista del institutito nacional de seguridad e 

higiene en el trabajo. 

[6] Lesmes J. (2007): Evaluación clínico-funcional del 

movimiento corporal humano, 1ra edición, Editorial 

Médica Internacional. 

[7] Ramón G. (2008): Caracterización de la postura bípeda 

de las personas vinculadas al programa de actividad física, 

Instituto Universitario de Educación Física. Grupo de 

Investigación en Ciencias de la Actividad Física y el 

Deporte, Universidad de Antioquia, Colombia. 

103


SEGMENTACIÓN DEL VENTRÍCULO IZQUIERDO EN IMÁGENES 

CARDÍACAS USANDO TÉCNICAS NO PARAMÉTRICAS 

Edwin Velázquez 1 , Antonio Bravo 1 , Miguel Vera 2 . 

1 Grupo de Bioingeniería, Universidad Nacional Experimental del Táchira, Táchira, Venezuela. 

2 Centro de Ingeniería Biomédica y Telemedicina, Universidad de los Andes, Mérida, Venezuela. 

email: evelazquez@unet.edu.ve 

RESUMEN 

En este trabajo se describe un algoritmo para la segmentación del ventrículo izquierdo (LV) en tomografía computarizada 

multicapa (MSCT) usando estimadores no parámetricos. El algoritmo se desarrolló en tres etapas. En la primera etapa se 

realiza el filtrado de la imagen 3D utilizando la técnica de medias deslizantes. Luego se construye el histograma del volumen 

de un instante de la base de datos y se compara con el histograma del LV, el cual se obtuvo enmascarando la segmentación 

manual realizada por un cardiólogo con el volumen filtrado, se busca el nivel de gris de mayor ocurrencia del LV 

denominado P y se toman los píxeles que estén dentro del rango P ± 10 %. A partir de esta imagen se segmenta el LV 

utilizando crecimiento de regiones. Posteriormente se compara esta segmentación con la realizada por el cardiólogo. Para 

ello, se calculan el coeficiente de Dice y los errores de volumen y de contorno. El coeficiente de Dice promedio en el instante 

diástole es 91.10 ±7.46. 

Palabras Clave: Ventrículo izquierdo, Medias deslizantes, Crecimiento de regiones, Coeficiente de Dice. 

INTRODUCCIÓN 

El ventrículo izquierdo (LV) en el corazón juega el rol 

más importante en el sistema cardiovascular ya que es el lugar 

donde se presentan los mayores síntomas del daño cardiovascular 

por lo que es importante desarrollar técnicas de 

segmentación que faciliten su estudio. La segmentación de 

imágenes consiste en delimitar objetos agrupados de acuerdo 

con ciertas características de los entes que lo forman [1]. 

La segmentación de estructuras cardiacas es un requisito para 

analizar las funciones del corazón partiendo de imágenes 

adquiridas por distintas modalidades en imagenología cardiaca. 

La complejidad y variabilidad de la morfología cardiaca, 

el bajo contraste, el ruido y la presencia de artefactos son algunas 

de las dificultades que caracterizan el proceso de segmentación 

del corazón como un problema abierto. 

Distintos investigadores han propuesto diferentes formas 

para segmentar imágenes de estructuras cardíacas. Zhou et.al. 

[2] proponen un método para segmentar estructuras cardíacas 

basado en la combinación de medias deslizantes y campos 

aleatorios de Markov para guiar el proceso de extracción de 

las referidas estructuras. Dong et. al. [3] proponen un método 

para segmentar el LV usando filtros morfológicos, crecimiento 

de regiones y el algoritmo de caminadores aleatorios en 

imágenes de MSCT. 

En el presente trabajo se consideran bases de datos las 

cuales fueron sometidas a definición de una región de interés 

que facilite la segmentacón del LV. La metodología a seguir 

para tal región de interés se describe en [4]. En la investigación 

se propone un algoritmo para la segmentación del LV 

en imágenes cardiacas de MSCT usando técnicas no parámetricas 

debido a que no requiere tantas restricciones, ni de 

un modelo geométrico de la distribución de datos a analizar, 

en comparación con las técnicas parámetricas. El algoritmo 

se desarrolla en tres etapas: a. Etapa de Filtrado: basada en el 

procedimiento no parámetrico de medias deslizantes. b. Etapa 

de Umbralización: partiendo del histograma obtenido de 

la segmentación del LV realizado por un cardiólogo. c. Etapa 

de Segmentación: basada en la aplicación de la técnica de 

crecimiento de regiones. 

El resto del documento se utiliza para desarrollar aspectos 

como la metodología, resultados obtenidos y las respectivas 

conclusiones. 

1.METODOLOGÍA 

1.1 Descripción de la base de datos. La base de MSCT 

utilizada está conformada por 6 volúmenes (2 por paciente) 

que contienen información anatómica cardiaca 4D, 3D +tiempo, 

para un ciclo cardiaco completo y fue adquirida en sincronización 

con la onda R de la señal electrocardiográfica. 

Cada volumen está constituido por vóxeles de tamaño: 0.4882 

mm x 0.4882 mm x 0.3999mm. Cada imagen tiene una resolución 

espacial de 512x512 píxeles, muestreada a 12 bits 

por pixel. 

1.2 Etapa de Filtrado. Es conocido que la mayor fuente 

104


de ruido en imágenes de MSCT proviene de naturaleza cuántica 

de los fotones de rayos X y este se modela por una distribución 

de Poisson [5], las imágenes consideradas presentan 

este tipo de ruido (Poisson) y bajo contraste por lo que antes 

de hacer la segmentación es necesario realizar una etapa de 

filtrado. Para ello se utiliza una técnica estadística denominada 

medias deslizantes. Esta técnica fue seleccionada debido a 

que no requiere de suposiciones acerca del modelo geométrico 

del conjunto de datos a analizar [6]. A continuación se presenta 

el conjunto de pasos de la etapa de filtrado: 

1. Se construye una vecindad en forma de paralelepípedo, 

cuya base es cuadrada de lado L y posee una altura de 

tres píxeles, el lado L viene dado por la ecuación 1: 

L = 2 n (1) 

donde n es un número natural arbitrario. En esta 

ecuación, con el propósito de evitar un costo computacional 

excesivo durante el proceso de entonación de 

parámetros, el rango de valores que le fue asignado a 

n estuvo restringido a los números naturales 2, 3 y 4. 

2. Se recorre cada imagen, en su totalidad, usando la 

vecindad construida anteriormente. En este recorrido 

la posición, dentro de la referida vecindad, del vóxel 

objeto de estudio [p(i, j, k)] se establece mediante la 

ecuación 2 donde H representa la capa central de la 

vecindad 

p(i, j, k) = (L/2, L/2, H) (2) 

3. Se compara el nivel de gris de [p(i, j, k)] con el de sus 

vecinos p z de acuerdo a la ecuación 3 

|p(i, j, k) − p z | 

donde u es un número real arbitrario denominado umbral 

el cual se establece, generalmente, de forma heurística. 

4. Se halla la media aritmética de los niveles de gris de los 

píxeles que cumplan con la condición establecida en la 

ecuación 3. El nuevo nivel de gris de p(i, j, k) viene 

dado por la media aritmética. 

Con el propósito de obtener los parámetros óptimos del filtro 

implementado se realizó un proceso de entonación de los 

escalares u y n los cuales controlan el desempeño de la técnica 

de filtraje utilizada (medias deslizantes). La entonación se 

realizó tomando un volumen de la base de datos filtrando variando 

los valores de u y n, luego se realiza la umbralización 

y segmentación del LV descrita a continuación y se toma como 

valor óptimo de u y n el que obtenga mayor coeficiente 

de Dice. 

1.3 Umbralización del Ventrículo Izquierdo (LV). Para 

umbralizar una imagen es necesario tener un valor de referencia 

que permita separar las regiones de interés presentes. 

En este sentido, inicialmente se construye los histogramas del 

ventrículo izquierdo y del volumen del corazón, el histograma 

del ventrículo izquierdo se obtiene a partir del enmascaramiento 

de la segmentación manual hecha por un cardiólogo 

con el volumen del corazón previamente filtrado, posteriormente 

se realiza una comparación de los histogramas para 

hacer corresponder la curva del histograma del LV respecto 

a las curvas presentadas en el histograma del volumen del 

corazón. Una vez obtenida la correspondencia de las curvas, 

se selecciona el valor del nivel de gris de mayor ocurrrencia 

del histograma de LV denominado P y a partir de este se toma 

todos los píxeles que estén dentro del rango P ± 10 % del volumen 

del corazón. A partir de este se segmenta el LV. 

1.4 Etapa de segmentación. Para desarrollar la segmentación 

3D del LV, en la presente investigación, se considera 

la técnica denominada crecimiento de regiones (CR). En 

el CR implementado un vóxel es agregado a una región si y 

solo si su intensidad pertenece al intervalo obtenido mediante 

la ecuación 4 

[µ − mσ, µ + mσ] (4) 

donde: m es un escalar arbitrario, µ y σ son la media y la 

desviación estándar de los niveles de gris, respectivamente, 

calculadas sobre cierta vecindad inicial 3D del vóxel objeto 

de estudio. Esta vecindad inicial 3D se construye a partir 

del vóxel semilla, tiene forma de caja rectangular y su 

tamaño (tamV ecIni) depende del parámetro r de acuerdo 

a la ecuación 5 

tamV ecIni = 2r + 1 (5) 

donde: r es un escalar arbitrario. 

Para entonar el crecimiento de regiones se consideran los 

parámetros m y r. Al parámetro r se le asignaron todos los 

valores comprendidos entre 0.5 y 9.5 con un tamaño de paso 

0.5; mientras que a m se le asignaron los valores comprendidos 

entre 0.1 y 10 con un paso de 0.1. 

La selección de la semilla se hace de forma manual, se 

toma la capa donde el LV tenga mayor área visual y se ubica 

en el centro de éste. 

Los valores para entonar el crecimento de regiones requieren 

de la realización de una prueba piloto. Esta prueba 

consiste en hacer algunos ensayos de segmentación de bases 

filtradas tomando como referencia la semilla ya establecida. 

En cada base se hicieron experimentos no exhaustivos conducentes 

a obtener los valores optimos que permiten segmentar 

el ventrículo izquierdo en el mayor número de capas de cada 

volumen teniendo la precaución de que la segmentación no 

incluya otras estructuras. Como resultado de este proceso se 

obtuvo para r un valor de 9.5 y para m un valor de 2.5. 

1.5 Etapa de Validación. Luego de efectuado el proceso 

de segmentación del LV se cuantifica la calidad de dicho 

proceso. Para ello, se compararon las segmentaciones 

105


obtenidas mediante el algoritmo propuesto y la segmentación 

manual realizada por un cardiólogo. Las métricas utilizadas 

para generar la referida cuantificación fueron el coeficiente 

de Dice, error de área y de contorno. Las ecuaciones que rigen 

estas métricas son presentadas en [7, 8]. 

Los valores para los parámetros óptimos fueron aquellos 

para los cuales se obtuvo el mayor coeficiente de Dice sobre 

el instante diástole. Estos valores se usaron para segmentar 

varias bases de datos en los instantes diástole y sístole. 

RESULTADOS 

Los resultados cualitativos derivados de la etapa de filtrado 

3D se pueden apreciar en la figura 1. En ella, se observa la 

imagen filtrada que se obtiene con los valores de parámetros 

óptimos, se aprecia un agrupamiento adecuado de las zonas 

correspondientes al LV. Los valores de parámetros óptimos 

son para n = 3 y u = 600 con los cuales se obtuvo un mayor 

coeficiente de Dice. 

Figura 3. Volumen segmentado en el instante diástole. 

En el cuadro se muestra las métricas calculadas para 

tres pacientes en los instantes diástole y sístole, con un Dice 

promedio en el instante diástole de 91.10 ±7.46 y en el instante 

sístole 86.39 ±7.38: 

Tabla I. Métricas de la segmentación del LV. 

Figura 1. Vista axial del instante diástole. 

En la figura 2 se observa la imagen axial después de umbralizar 

el LV, tambien se visualiza el ventrículo derecho ya 

que los niveles de gris son similares. A partir de este imagen 

se procede a segmentar el LV. 

Figura 2. Vista axial del instante diástole después del proceso de 

umbralización. 

En la figura 3 se muestra el volumen segmentado del LV 

en el instante diástole. 

Pacientes Error Área Error Contorno Dice 

Paciente1 Diástole 0.53 % 7.69 % 95.15 % 

Paciente1 Sístole 12.67 % 26.87 % 87.37 % 





CONCLUSIONES 

El algoritmo propuesto logra segmentar de manera óptima 

el ventrículo izquierdo, obteniendose un Dice promedio 

de 88.75 ± 7.12. El proceso de filtrado es indispensable 

para obtener una buena segmentación del LV ya que permite 

suavizar la imagen reduciendo el nivel de ruido. 

En el proceso de umbalización del LV, a partir del punto P 

se toma un rango que en algunas bases de datos puede generar 

algunas pérdidas de vóxeles en el borde del LV lo que incide 

en el Dice calculado. 

Debido a la forma triángular del LV en el instante sístole 

el coeficiente de Dice promedio es menor respecto al instante 

diástole. 

Como trabajo a futuro se pretende aplicar diversas técnicas 

de filtrado y compararlas entre si, igualmente extenderla 

para un ciclo cardiaco completo. 

106 


Este trabajo fue realizado gracias al apoyo del Decanato 

de Investigación de la Universidad Nacional Experimental del 

Táchira, San Cristobal, Venezuela.


REFERENCIAS 

[1] Jain A. et al.(1999): Data clustering: a review, ACM 

Comp. Surv, 31 (3), pp. 264-323. 

[2] Zhou H. et al. (2009): Bayesian image segmentation with 

mean shift. Image Processing (ICIP), 16th IEEE International 

Conference on, pp.2405 - 2408. 

[3] Dong Lina et al. (2010): Left ventricle segmentation 

from MSCT data based on random walks approach, Image 

and Signal Processing (CISP), 2010 3rd International 

Congress on, pp. 157 - 161. 

[4] Bravo A. et al. (2010): A hybrid boundary-region left 

ventricle segmentation in computed tomography, 5 th VI- 

SAPP, Angers, France, pp. 107-114. 

[5] Hsieh J. (1998) Adaptive streak artifact reduction in computed 

tomography resulting from excessive x-ray photon 

noise. Medical Physics, 25, 2139-47. 

[6] Yang Ch. et al. (2005): Efficient Mean-Shift Tracking via 

a New Similarity Measure IEEE Computer Society Conference 

on Computer Vision and Pattern Recognition, pp. 

1063-6919. 

[7] Dice L. (1945), Measures of the amount of ecologic association 

between species, Ecology, 26(3), pp. 297-302. 

[8] Suzuki K. et al. (2004), Extraction of left ventricular contours 

from left ventriculograms by means of a neural edge 

detector, IEEE Trans. Med. Imag., 23 (3), pp.330-339. 

107


ESTRATEGIA PARA LA SEGMENTACIÓN DE LA AURÍCULA 

DERECHA EN TOMOGRAFÍA CARDÍACA 

Yoleidy Huerfano 1 , Miguel Vera 1 , Antonio Bravo 2 , Atilio Del Mar 3 , Rubén Medina 4 . 

1 Laboratorio de Física, Universidad de los Andes, Táchira, Venezuela. 

2 

Grupo de Bioingeniería, Universidad Nacional Experimental del Táchira, Táchira, Venezuela. 

3 

Instituto de Bioingeniería y Diagnóstico Sociedad Anónima (IBIDSA), San Cristóbal, Venezuela. 

4 

Escuela de Ingeniería como investigador PROMETEO, Universidad de Cuenca, Cuenca, Ecuador. 

email: veramig@gmail.com 

RESUMEN 

En este trabajo se propone una estrategia para la segmentación automática de la aurícula derecha (AD) aplicada 

sobre imágenes cardiacas 3–D, de tomografía computarizada multi–corte, pertenecientes a un mismo paciente. Tal 

estrategia consta de las etapas de preprocesamiento y segmentación. La etapa de preprocesamiento incluye dos 

fases. En la primera, para elevar la calidad de las imágenes, se emplea una técnica denominada realce por 

similaridad. En la segunda, se utilizan paradigmas de aprendizaje para definir una región de interés que aísla la AD 

de estructuras anatómicas circundantes. La etapa de segmentación considera las imágenes preprocesadas y una 

técnica variacional basada en conjunto de nivel (level set) para generar la morfología 3–D de la AD. Desde la 

óptica cualitativa, se puede afirmar que la estrategia propuesta permite obtener las segmentaciones de la AD, a lo 

largo de todo el ciclo cardiaco (desempeño intra–sujeto). Tales segmentaciones puede ser útiles para la 

planificación de procedimientos clínicos diseñados para abordar ciertas enfermedades cardiacas. 

Palabras Clave: Aurícula derecha, Tomografía Computarizada, Realce por similaridad, Segmentación. 

1. INTRODUCCION 

El monitoreo y la cuantificación de la función cardiovascular 

es muy importante en el diagnóstico y 

tratamiento de las enfermedades cardiacas, consideradas 

como la primera causa de muerte en el mundo [1]. Entre 

tales enfermedades se tiene la hipertensión pulmonar 

(HTP) la cual está vinculada con presiones medias elevadas 

(tanto para el pulmón como para la AD), disminución 

del índice cardiaco y disfunción tanto del ventrículo 

derecho (VD) y como de la AD [2]. Así mismo, enfermedades 

tales como el aumento de tamaño de las aurículas 

y la fibrilación auricular pueden ser abordadas usando 

procedimientos clínicos cuya planificación requiere 

modelos 3–D, usualmente, construidos a partir de la segmentación 

de las aurículas [4]. En el contexto médico, 

tal segmentación es obtenida por expertos cardiólogos 

mediante la aplicación de procesos manuales engorrosos 

los cuales ameritan el empleo de un tiempo excesivo. Por 

ello, se han desarrollado técnicas computacionales en diversas 

modalidades de imagenología cardiaca para segmentar 

las estructuras cardiacas. Así, Zhuang et al. [3], 

usaron técnicas de registro para segmentar las 4 cavidades 

cardiacas en imágenes de resonancia magnética 

(RMI). Estas técnicas se aplicaron sobre 37 bases de 

datos, obteniéndose un coefiente de Dice (CD) de 0.84 

± 0.05 para la segmentación de la AD. Chen et al. [4], 

proponen una técnica, basada en modelos de apariencia 

108


activa y level set, para segmentar la AD en imágenes de 

RMI. Estos autores no reportaron ninguna métrica que 

permita inferir la calidad de la técnica propuesta. En 

[5], se propone una técnica automática para segmentar 

las aurículas en imágenes de tomografía computarizada 

multi–corte (MSCT) cardiaca, utilizando atlas y técnicas 

de registro. El error promedio de correspondencia entre 

superficies fue de 0.53 mm y de 0.18 mm para la aurícula 

izquierda y derecha, respectivamente. Por otra parte, este 

trabajo es una extensión de [6]. Los principales aportes 

son: a) Definición automática de una región de interés 

para aislar la AD. b) Segmentación automática la AD. 

c) Evaluación de la robustez, ante la variabilidad intra– 

sujeto, de la técnica propuesta 

cuadráticas, intra e inter volumétrica, de los vecinos 

directos del vóxel analizado. Tales imágenes 

son luego procesadas con un filtro Gausiano, el 

cual permite obtener una imagen suavizada en la 

cual se preservan los bordes y se realza la información 

interna a ellos. 

Imágenes 

MSCT 

Filtro 

promediador 

Función de 

similiraridad 

Filtro 

top hat 

Etapa de preprocesamiento 

Filtro 

Gausiano 

Región 

de 

interés 

Imágenes 

pre-procesadas 

2. METODOLOGIA 

2.1. Descripción de la base de datos utilizada 

La base de datos (BD) considerada fue adquirida por 

MSCT cardiaca y considera la sincronización retrospectiva, 

con el electrocardiograma, para la reconstrucción 

volumétrica de la región del tórax que contiene las estructuras 

que componen el corazón. Esta BD posee 20 

instantes que corresponden a las fases de un ciclo cardiaco 

completo. Cada instante tiene una resolución espacial 

de de 512×512×326 con vóxeles de tamaño: 0.4882 

mm × 0.4882 mm × 0.3999 mm. 

2.2. Preprocesamiento 

La etapa de preprocesamiento permitió el acondicionamiento 

adecuado de las imágenes que componen 

la BD considerada. A continuación se describen las fases 

que se utilizaron para desarrollar esta etapa. 

1. Fase de filtrado. 

En la figura 1, se ha destacado mediante un recuadro 

la etapa de filtrado basada en realce por 

similaridad [6]. Este tipo de realce consiste en 

aplicar a las imágenes correspondientes a los 20 

instantes del ciclo cardiaco, de manera independiente, 

un filtro promediador y un filtro top hat. 

En [6] se describe, detalladamente, cada uno de 

estos filtros. Considerando las imágenes filtradas, 

una función de similaridad genera imágenes de 

similaridad calculando la suma de las diferencias 

Realce por similaridad 

Figura 1: Esquema general para la técnica de pre–procesamiento 

propuesta. 

2. Fase para la definición de una región de interés. 

La alta similitud de la intensidad de los niveles 

de gris de los vóxeles que conforman la arteria 

pulmonar, la aurícula derecha y el VD, requiere 

la colocación de planos que faciliten la segmentación 

de la AD. Ello requiere la elección de 

ciertos puntos de referencia los cuales se hacen 

coincidir con: la unión de la válvula pulmonar– 

VD (P1), la unión de la válvula tricúspide–VD 

(P2) y un punto ubicado en el ápex del VD (P3). 

Estos puntos se muestran en la figura 2 y permiten 

construir 2 planos denominados: tricúspide 

y pulmonar. Para la colocación automática de 

tales planos se lleva a cabo lo siguiente: a) Las 

imágenes filtradas son remuestreadas al tamaño 

64×64, considerando una técnica basada en interpolación 

cúbica. b) Los puntos de referencia 

P1, P2 y P3 son localizados en las imágenes 

remuestreadas. c) Se entrenan LSSVM [7] para 

identificar, de manera automática, dichos puntos. 

Para ello se realizó el siguiente proceso: 

(a) (b) (c) 

Figura 2: El centro de los círculos muestra la ubicación de los 

puntos de referencia para los planos: (a) P1. (b) P2. (c) P3. 

109


Se construyeron los respectivos conjuntos de 

entrenamiento y validación. 

Las variables que le permiten a las LSSVM 

aprender la superficie de decisión, se calcularon 

eligiendo radios de 10 píxeles a 

partir de los cuales se construyeron vecindades 

circulares, que contienen los puntos 

de referencia y otras que no los contienen. 

Tales vecindades fueron generadas sobre 

imágenes de entrenamiento y permitieron la 

configuración de vectores conformados por 

los atributos: media, varianza, desviación estándar 

y mediana. 

Considerando el plano axial de las imágenes 

de validación, se hizo la detección de los 

puntos de referencia de la siguiente forma: 

a) Detección de P1 y P2: Las LSSVM entrenadas 

para tal fin buscan estos puntos desde 

el ecuador, de cada DB filtrada, hasta la 

base de la misma. b) Detección de P3: La 

LSSVM entrenada para tal fin busca el punto 

P3 desde el ecuador, de cada DB filtrada, 

hasta el ápex del VD. 

Las coordenadas producidas por las 

LSSVM, para cada punto detectado, fueron 

trasladas a las imágenes de tamaño original 

generando imágenes en las que la AD 

quedó aislada de otras estructuras cardiacas 

cercanas, como lo muestra la figura 3. 

(a) 

(b) 

de las imágenes filtradas, la cual evoluciona con base en 

parámetros de suavidad y curvatura para minimizar una 

ecuación en derivadas parciales que se resuelve numéricamente 

[8]. 

RESULTADOS 

La figura 4, muestra resultados cualitativos correspondientes 

a una imagen original y a una filtrada con 

la técnica de realce por similaridad la cual considera en 

su fase final un suavizado Gausiano. En ella se aprecia 

como se ha reforzado la información interna presente en 

cada estructura cardiaca. 

(a) 

(c) 

Figura 4: Imágenes de MSCT procesadas con la función de similaridad 

3–D. Vista: (a) Coronal de imagen Original. (b) Coronal de imagen procesada 

con la función de similaridad. (c) Sagital de imagen Original. (d) Sagital de 

imagen procesada con la función de similaridad. 

En la figura 5, se aprecia una excelente representación 

3–D de la AD segmentada en los 20 instantes 

que conforman el ciclo cardiaco completo. 

(b) 

(d) 

Figura 3: Vista axial para: (a) Imagen filtrada. (b) Imagen 

cortada en la que se define una región de interés propicia para 

la segmentación de la AD. 

2.3. Segmentación 

Con el propósito de obtener la morfología de la AD, 

a las imágenes pre–procesadas les fue aplicado una técnica 

de segmentación basada en conjunto de nivel (level 

set). Los level set fueron introducidos en [8] y deforman 

estructuras geométricas definidas implícitamente, 

denominadas interfases, para segmentar objetos de interés. 

En el espacio 3–D, el level set es inicializado mediante 

una isoesfera, ubicada inicialmente en el ecuador 

Figura 5: Representación volumétrica, para un ciclo cardiaco completo, 

de la AD segmentada luego de aplicar la estrategia propuesta. 

110


CONCLUSIONES 

La estrategia propuesta permite generar la segmentación 

3–D de la AD. Tal segmentación puede ser 

considerada para el diseño de modelos tridimensionales 

que permitan abordar, clinicamente, enfermedades como 

la fibrilación auricular derecha mediante, por ejemplo, 

procedimientos de ablación. 

El uso de atributos estadísticos permitió un desempeño 

eficiente de las LSSVM en la detección de los puntos 

de referencia que definen la región de interés. 

En el futuro inmediato, se tiene previsto realizar una 

validación más completa que permita, por una parte, 

analizar el desempeño de la estrategia propuesta ante la 

variabilidad inter–sujeto y, por la otra, evaluar la función 

auricular derecha mediante la estimación de descriptores 

cardiacos tales como los volúmenes diastólico y sistólico 

final, el volumen latido, la fracción de eyección y el 

gasto cardiaco. Todo ello, considerando las segmentaciones 

manuales, realizadas por un cardiólogo, de las aurículas 

derechas pertenecientes a la BD utilizada. Estas 

segmentaciones constituyen las imágenes de referencia, 

que se emplean en el cálculo de ciertas métricas necesarias 

para validar el desempeño de estrategias de segmentación. 

En total se tiene previsto emplear un total de 

22 bases de datos que permitirán evaluar la robustez de 

la estrategia propuesta. 


Los autores agradecen al proyecto ECOS-NORD- 

FONACIT PI-20100000299, al CDCHTA de la Universidad 

de Los Andes por financiar el proyecto NUTA- 

C-29-15-02, al Vicerectorado de la ULA-Táchira por 

el apoyo financiero y a H. Le Breton y D. Boulmier 

del centro CardioPneumologico, en Rennes–Francia, por 

suministrar la base de MSCT cardiaca. 

REFERENCIAS 

[1] Allender S., Scarborough P., Peto V., Rayner M., 

Leal J., Luengo-Fernandez R., Gray A. (2008): European 

cardiovascular disease statistics, Tech. Rep. 

Brussels, European Heart Network. 

[2] Tazar J., Álvarez M. (2012): Quantification of Right 

Ventricular Function in Pulmonary Hypertension, 

Rev. Fed. Arg. Cardiol. 41(2): pp 89–95. 

[3] Zhuang X., Rhode K., Razavi R., Hawkes D., 

Ourselin S. (2010): Registration-based propagation 

framework for automatic whole heart segmentation 

of cardiac mri, IEEE Trans. Med. Imag. 29(9): pp 

1612–1625. 

[4] Chen S., Kohlberger T., Kirchberg K. (2011): Advanced 

level set segmentation of the right atrium in 

magnetic resonance, in: Proceedings of the SPIE– 

The International Society for Optical Engineering, 

Volume 7964, (SPIE Homepage). New York, USA. 

pp 89-92. 

[5] Neher P., Barschdorf H., Dries S., Weber F., Krueger 

M., Dössel O., Lorenz C.(2011): Functional Imaging 

and Modeling of the Heart. Automatic Segmentation 

of Cardiac CTs – Personalized Atrial Models 

Augmented with Electrophysiological Structures, 

Lecture Notes in Computer Science, Springer Berlin 

Heidelberg, pp. 80–87. 

[6] Bravo A., Clemente J., Vera M., Avila J., Medina 

R. (2010): An hybrid boundary region left ventricle 

segmentation in computed tomography, in: 5th VIS- 

APP, Angers, France, pp 107–114. 

[7] Suykens J., Van Gestel T., De Brabanter. J. (2002): 

Least Squares Support Vector Machines, World Scientific 

Publishing Co., UK. 

[8] Osher S., Sethian J. (1988): Fronts propagating 

with curvature dependent speed: algorithms based 

on Hamilton–Jacobi formulations, Computational 

Physics, pp 17–33. 

111

Procesamiento Digital de Bioseñales


CLASIFICACIÓN DE ESTÍMULOS ADYACENTES EN EL DELETREADOR 

P300 

G. A. Ceballos 

Centro de Ingeniería Biomédica y Telemedicina, Facultad de Ingeniería, Universidad de Los Andes, Merida, Venezuela. 

e-mail: ceballos@ula.ve 

RESUMEN 

El deletreador P300 se basa en la visualización en pantalla de una matriz de símbolos agrupados en filas y columnas que 

parpadean de manera aleatoria. El usuario observa las letras deseadas en pantalla y un sistema computacional las detecta 

mediante el análisis de los potenciales cerebrales evocados. Se ha argumentado que los estímulos provenientes de las 

adyacencias del símbolo atendido entorpecen el proceso de clasificación. Se propone una combinación lineal de 

clasificadores del tipo Step Wise Linear Discriminant Analysis (SWLDA) para clasificar la respuesta a la intensificación de 

las filas inferior y superior; y las columnas a la izquierda y derecha del símbolo atendido. El método se probó en modo fuera 

de línea en una base de datos abierta de la Universidad Autónoma Metropolitana de México. La inclusión de la clasificación 

de la respuesta a los estímulos adyacentes en el método clásico mejoró la velocidad de deletreo en un 24%. 

Palabaras Claves: Interfaces Cerebro Computadora, deletreador P300, estímulos adyacentes 

INTRODUCCIÓN 

Las interfaces cerebro computadora (BCI) son sistemas 

diseñados para servir de vía de comunicación con el medio 

a personas que no pueden hablar, moverse o expresar sus 

intenciones adecuadamente debido al padecimiento de 

enfermedades como la esclerosis lateral amiotrófica, 

accidentes cerebro-vasculares o lesiones medulares. El 

sistema deletreador P300 propuesto por Farwell y Donchin 

[1] permite la escritura de palabras mediante la 

visualización de cada letra en una matriz mostrada en 

pantalla. En este sistema las columnas y las filas de la 

matriz parpadean en orden seudoaleatorio mientras el 

sujeto mira y presta atención sólo a la letra que desea 

escribir en pantalla. Los electrodos colocados en el cráneo 

capturan los potenciales relacionados a eventos (ERP, 

Event related potential) y un software especializado 

analiza, en línea, las señales cerebrales para detectar cual 

fila y cual columna están siendo miradas por el usuario. En 

base a esta información el sistema va seleccionando 

secuencialmente las letras atendidas por el usuario y las va 

escribiendo en pantalla. 

En los últimos años han surgido algunas modificaciones 

para intentar mejorar la eficiencia del sistema, aún así, la 

gran mayoría de las investigaciones sobre el deletreador 

P300 se basan en la distinción entre estímulos atendidos y 

no atendidos y no se ha estudiado con suficiente detalle la 

información contenida en los estímulos visuales 

provenientes de las adyacencias del símbolo mirado en 

pantalla. Lo más cercano al estudio de la estimulación en la 

periferia del símbolo atendido tiene que ver con efectos 

adversos producidos por este tipo de estímulos. Por 

ejemplo, Fazel-Rezai [2] y Townsend et al [3] reportan que 

el parpadeo de los estímulos adyacentes al atendido y la 

atención prestada a estos por parte del usuario es una de las 

principales fuentes de error en el deletreador clásico. 

Tomando en cuenta que los estímulos visuales se mapean 

retinotópicamente a zonas específicas en la corteza visual 

primaria (en el lóbulo occipital del cerebro), en este trabajo 

se intenta discriminar las respuestas a los estímulos 

adyacentes (no atendidos) con la idea de incluir esa 

información en la detección clásica del símbolo atendido, 

la cual se realiza considerando la discriminación entre 

estímulo atendido y no atendidos. Se entrenaron cuatro 

clasificadores de estímulos adyacentes: fila superior versus 

resto de estímulos, fila inferior versus resto de estímulos, 

columna izquierda versus resto de estímulos y columna 

derecha versus resto de estímulos. Finalmente, se 

combinaron los puntajes de clasificación con el del 

clasificador clásico. El método propuesto se evaluó en una 

base de datos de 25 personas, generada en la Universidad 

Autónoma Metropolitana (UAM, México), que se 

encuentra disponible de manera abierta en internet [4]. Se 

realizó una comparación del método propuesto con el 

método clásico calculando la precisión con repetición de 

secuencias y la velocidad de deletreo. 

METODOLOGÍA 

En la base de datos UAM se registra la señal 

electroencefalográfica en 10 electrodos a una frecuencia de 

muestreo de 256 Hz. La matriz de visualización de 

símbolos mostrada en pantalla consta de 6 columnas y 6 

filas. Cada sujeto asistió a 4 sesiones. La sesión 1 consta de 

113


3 palabras en modo copia y se usa para entrenar el 

clasificador (ver Figura 1). Las siguientes sesiones se hacen 

con retroalimentación y se usan para probar el algoritmo. 

La información detallada sobre esta base de datos se 

encuentra disponible en la siguiente dirección [4]: 

http://akimpech.izt.uam.mx/p300db. 

DELETREADOR P300. 

Figura 1. Matriz de deletreo en modo copia. 

Durante lo que llamaremos una secuencia de 

estimulación o intento se intensifica una vez cada fila y 

cada columna en orden aleatorio (ver figura 1). La 

intensificación dura 62,5 ms. El tiempo que transcurre 

entre el apagado de un estímulo y el inicio del estímulo 

siguiente es de 125 ms (tiempo inter-estímulo, ISI). Debido 

a la baja relación señal a ruido que presentan las respuestas 

a un solo estímulo es necesario repetir las secuencias de 

estimulación para obtener varios intentos y así usar la 

promediación de las respuestas para cancelar el ruido 

decorrelacionado. Con 15 secuencias o repeticiones, el 

usuario debe contar mentalmente hasta 30 parpadeos por 

letra atendida. El sistema genera 180 estímulos visuales 

(12x15) por letra a escribir. El tiempo de pausa entre el 

deletreo de letras contiguas en una palabra fue de 4 s. Para 

analizar temporalmente las ondas y hacer la promediación 

es necesario extraer el tiempo correspondiente a una época, 

que es el tiempo desde el inicio de cada intensificación 

hasta unos 600ms después. Si el ISI es bajo (decenas o 

centenas de milisegundos), cada época tendrá información 

de varios estímulos pero el efecto de promediación 

solventa en gran medida el efecto de solapamiento de las 

respuestas. 

La solución a la ecuación (1) estima el número de 

fila/columna atendida: 

⎛ J ⎞ 

⎜ ( j 

r = argmax 

) ⎟ 

⎜∑ 

si 

, 

⎟ 

i ⎝ j= 

1 ⎠ 

( j) ( j 

s = w T x 

) 

, i =1, 

K, 

6 (1) 

i 

(j) 

donde x i es un vector de características a clasificar, 

correspondiente a la respuesta a la j-ésima intensificación 

i 

de la fila/columna i. w T es el vector de pesos de 

clasificación transpuesto y s (j) i es el puntaje de clasificación 

de la respuesta x (j) i . J es la cantidad de secuencias de 

repetición o intentos tomados en cuenta. Note en (1), que 

sumar las salidas del clasificador lineal para varios 

estímulos del mismo tipo (misma fila o columna i, distintas 

secuencias j) es equivalente a clasificar una versión 

promedio del tipo de estímulo i. Analizando la respuesta a 

los estímulos de J secuencias para las 6 filas y de J 

secuencias mas para las 6 columnas, se obtiene una 

predicción de la fila y la columna atendidas que sirven para 

estimar el símbolo de la matriz atendido por el usuario. El 

vector de características x (j) i se construye concatenando las 

señales correspondientes a una época en particular de todos 

los canales seleccionados de la señal 

electroencefalográfica. Previamente se ha restado la media 

a cada época en cada canal. Finalmente, se normalizan los 

vectores de características respecto a su varianza. 

El clasificador w T se obtiene usando Stepwise Linear 

Discriminant Analysis (SWLDA), [5], el cual se basa en la 

construcción de un modelo de regresión multilineal 

mediante pasos iterativos de inclusión y exclusión de las 

características mas significativas en el proceso de 

clasificación. El clasificador SWLDA se implementó 

mediante la función stepwise en Matlab R2012b. El efecto 

de la exclusión de las variables no significativas se hizo 

efectivo asignando 0 a los coeficientes correspondientes en 

el vector w de pesos de clasificación. El vector w 

encontrado en el proceso de entrenamiento se usa tanto 

para clasificar respuestas a estímulos provenientes del 

parpadeo de filas como de columnas. 

COMBINACIÓN DE LOS CLASIFICADORES 

En el método clásico, se seleccionan la fila y la 

columna con máximos puntajes de clasificación. El puntaje 

correspondiente a cada fila o columna viene dado 

directamente por la proyección de la repuesta al estímulo al 

vector de pesos de clasificación w, ver la ecuación (1). En 

cambio, el método propuesto suma al puntaje clásico la 

contribución de los puntajes correspondientes a la 

clasificación de los estímulos inmediatamente adyacentes, 

ver (2). Para el cálculo del puntaje total de la columna 1, 

por ejemplo, sólo se adiciona la contribución del puntaje de 

clasificación de la columna a su derecha (la columna 2), 

mientras que para las columnas 2 a 5 se incluye el puntaje 

de clasificación de la columna a la izquierda y de la 

columna a la derecha. 

Para obtener el puntaje de clasificación de la respuesta 

a los estímulos adyacentes se usa SWLDA (60 

características, tolerancia de entrada: p < 0,1 y tolerancia 

de salida: p > 0,15). Se entrenan cuatro clasificadores 

adicionales al clásico dado por w, uno para cada tipo de 

estímulo adyacente, columna derecha (w d ), columna 

izquierda (w I ), fila superior (w s ) y fila inferior (w f ) . Para 

114


estimar la fila atendida se sustituye en la ecuación (1) el 

nuevo puntaje definido por la ecuación (2): 

⎛ ⎧ T 

[ 

( j) T ( j) 

] 

⎞ 

⎜ w x 

⎪ 

i , kwf 

xi+ 

1 si i = 1 

⎜ T 

[ 

( j 

= 

) T ( j) T ( j 

s 

) 

i mean 

] { } 

⎜ 

⎨ kws 

xi− 

1, 

w xi 

, kwf 

xi+ 

1 si i ∈ 2...5 (2) 

⎜ 

⎪ T ( j) T ( j) 

⎝ 

kw 

= 

⎩ s xi− 

1, 

w xi 

si i 6 

[ ] ⎟ ⎟⎟⎟ ⎠ 

De manera análoga, para estimar la columna atendida 

por el usuario se usa una definición de puntaje de 

clasificación como el de la ecuación (2) pero usando los 

vectores w I y w d en lugar de w s y w f . El valor de k modula 

en que proporción se usa la información de los estímulos 

adyacentes respecto a la del clasificador clásico. Se evaluó 

el desempeño para valores de k entre 0 y 3 (con pasos de 

0,1) y se consiguió que para k igual a 1 se logra el máximo 

desempeño. 

RESULTADOS 

PRECISIÓN CON REPETICIÓN DE SECUENCIAS 

En la figura 2 se muestra el promedio con error estándar 

de la media de las curvas de precisión con repetición de 

secuencias para los 25 sujetos. Los incrementos del método 

propuesto sobre el clásico son mayores para las primeras 

secuencias. Se realizó un análisis de varianza (ANOVA) 

con medidas repetidas, dos factores (Número de 

secuencias y Método), variable dependiente precisión con 

repetición de secuencias y usando un intervalo de confianza 

de 0,95. La prueba reveló una diferencia estadísticamente 

significativa (Método, F(1,24)=34.44, p < 0,001) entre el 

método propuesto y el clásico. Se realizaron pruebas de t- 

student pareadas con corrección de Bonferroni ( 

0,05/15) entre los dos métodos para cada número de 

secuencia. Estas pruebas mostraron diferencias 

significativas entre la precisión de ambos métodos para las 

secuencias 1 a 6 (t(24) > 3,4 para todos, p < 0,0033 para 

todos). 

Figura 2. Precisión con repetición de secuencias en la 

base de datos UAM. 

VELOCIDAD DE DELETREO 

La ecuación 3 muestra la fórmula usada para calcular la 

velocidad de deletreo (Símbolos/min, [3]). T sec es la 

duración de una secuencia o intento en segundos 

(12×0,1875), N S es el número de secuencias de 

estimulación, T PS es el tiempo de pausa entre selecciones 

de símbolos (4 s) y P e es la probabilidad de error en la 

clasificación de símbolos (1-Precisión). 

 

 

S PS 

El valor óptimo se escoge como la máxima velocidad 

de deletreo para distintos números de repeticiones. La 

mejora promedio en la velocidad de deletreo fué de 

0.95±0.7 Símbolos/min (t-student pareado, p < 10 -6 ), la 

cual representa un incremento del 24% respecto al método 

clásico. Este resultado implica una disminución promedio 

de una repetición en la cantidad óptima de secuencias 

necesarias para el deletreo (4 para el método clásico y 3 

para el método propuesto). 

Para una revisión de resultados adicionales en esta 

investigación y para visualizar las formas de onda de los 

potenciales visuales evocados correspondientes, el lector 

puede referirse a [6]. 

DISCUSIÓN 

Townsend et al [3x, 7] propusieron un paradigma de 

presentación de los estímulos visuales diseñado 

específicamente para reducir dos tipos de errores (por 

distracción hacia las adyacencias y por doble parpadeo). En 

este paradigma los símbolos que parpadean 

simultáneamente se agrupan de una manera distinta a filas 

y columnas evitando que símbolos adyacentes parpadeen al 

mismo tiempo. Ellos reportaron una velocidad de deletreo 

de 4,51 Símbolos/min con el paradigma Checkerboard 

(CBP) y de 5,07 Símbolos/min para el paradigma Five 

Flash (FFP, [7]). En nuestro caso se obtuvo una velocidad 

de deletreo de 4,85 Símbolos/min, el cual supera a CBP y 

es menor que el de FFP, sin embargo, es importante 

mencionar que en nuestro trabajo se incrementa la 

velocidad en 0,97 Símbolos/min sin modificar el esquema 

de presentación de estímulos. En otras palabras, el objetivo 

principal de este trabajo no es proponer un paradigma de 

mayor rapidez que los existentes en la literatura actual sino 

mostrar que la respuesta a los estímulos adyacentes 

contienen información útil acerca de la ubicación espacial 

del estímulo atendido. Si se aplica el concepto nuevo de 

clasificar la respuesta a estímulos adyacentes en CBP, FFP 

y otros paradigmas basados en matrices de símbolos se 

pudiera mejorar la precisión de la clasificación y por tanto 

la velocidad de deletreo. Es decir la aplicación de nuestro 

método puede ayudar a reducir los errores por distracción 

(3) 

115


hacia las adyacencias que todavía no están resueltos con los 

paradigmas antes mencionados. 

El deletreador P300 clásico es dependiente de la 

mirada, es decir, requiere que el paciente conserve buen 

control en los músculos oculares para dirigir su mirada 

exactamente al símbolo deseado. En pacientes con una 

parálisis mas severa, o con síndrome locked-in, se requiere 

de deletreadores como Hex-o-Spell [8] o GeoSpell [9], que 

no exigen el movimiento de los ojos para su 

funcionamiento. Aún así, requieren de atención espacial a 

zonas específicas de la perferia del campo visual. 

Las componentes tempranas del ERP visual son 

moduladas tanto por la dirección de proveniencia del 

estímulo visual en los alrededores del punto observado en 

pantalla [10, 11] como por la atención que el sujeto presta a 

esas zonas. De esta manera, el método propuesto pudiera 

ser adaptado también a los nuevos paradigmas de interfaces 

cerebro computadora que trabajan con independencia de la 

dirección de la mirada, siempre y cuando se basen en la 

estimulación de la periferia cercana al punto de fijación. 

Esto permitiría aprovechar las peculiaridades de los 

potenciales evocados visuales debido a la procedencia 

espacial del estímulo y/o a la dirección de la atención. 

CONCLUSIONES 

En este trabajo se logró incrementar la capacidad de 

detección del método estándar de clasificación en 

deletreadores basados en ERP visuales al incorporar la 

información de cuatro clasificadores entrenados para 

detectar los estímulos no atendidos en la periferia. Se logró 

una mejora del 24% en la velocidad en simulaciones de 

deletreo fuera de línea. Próximas investigaciones se 

centrarían en la evaluación del método, en paradigmas 

basados en independencia de la mirada y en la inclusión del 

efecto de la clasificación de los estímulos adyacentes 

distintos a los vecinos inmediatos. 


[3] Townsend G., LaPallo B., Boulay V., Krusienski D., 

Frye G., Hauser C., Schwartz N., Vaughan T., Wolpaw J., 

y Sellers E. (2010): A novel P300-based brain-computer 

interface stimulus presentation paradigm: moving beyond 

rows and columns, Clinical Neurophysiology, 121(7): pp 

1109–1120. 

[4] Ledesma-Ramirez C., Bojorges-Valdez E., Yáñez- 

Suarez O., Saavedra C., Bougrain L. y Gentiletti G. (2010): 

An Open-Access P300 Speller Database, Fourth 

International Brain-Computer Interface Meeting, Asilomar, 

California, USA. 

[5] Draper N. y Smith H. (1981): Applied Regression 

Analysis, 2nd ed., Wiley. 

[6] Ceballos G. y Hernández L. (2015): Non-target 

adjacent stimuli classification improves performance of 

classical ERP-based brain computer interface, Journal of 

Neural Engineering, 12(2)2: 026009. 

[7] Townsend G., Shanahan J., Ryan D., y Sellers E. 

(2012): A general P300 brain-computer interface 

presentation paradigm based on performance guided 

constraints, Neuroscience Letters, 531(2): pp 63–68. 

[8] Treder M. y Blankertz B. (2010): (C)overt attention 

and visual speller design in an ERP-based brain-computer 

interface, Behavioral and Brain Functions, 6: pp 28. 

[9] Aloise F., Aricò P., Schettini F., Riccio A., Salinari S., 

Mattia D., Babiloni F., and Cincotti F. (2012): A covert 

attention P300-based brain-computer interface: Geospell, 

Ergonomics, 55(5): pp 538–551. 

[10] Mangun G., Hillyard S., y Luck S. (1993): 

Electrocortical Substrates of Visual Selective Attention, 

Attention and Performance XIV, Eds. The Mit Press, pp 

219–243. 

[11] Hillyard S., Vogel E., y Luck S. (1998): Sensory 

gain control (amplification) as a mechanism of selective 

attention: electrophysiological and neuroimaging evidence, 

Philosophical Transactions of the Royal Society B: 

Biological Sciences, 353(1373): pp 1257–1270. 

Este trabajo fué promovido por el Fondo Nacional de 

Ciencia, Tecnología e Innovación (FONACIT), número de 

proyecto 2013000621. 

REFERENCIAS 

[1] Farwell L. y Donchin E. (1988): Talking off the top of 

your head: toward a mental prosthesis utilizing eventrelated 

brain potentials, Electroencephalography and 

Clinical Neurophysiology, 70(6): pp 510–523. 

[2] Fazel-Rezai R. (2007): Human error in P300 speller 

paradigm for brain-computer interface, Conference 

proceedings IEEE Engineering in Medicine and Biology 

Society, pp 2516–2519. 

116


POTENCIALES RELACIONADOS A EVENTOS GENERADOS POR 

ESTÍMULOS ADYACENTES EN EL DELETREADOR P300 CLÁSICO 

G. A. Ceballos 

Centro de Ingeniería Biomédica y Telemedicina, Facultad de Ingeniería, Universidad de Los Andes, Merida, Venezuela. 

e-mail: ceballos@ula.ve 

RESUMEN 

El deletreador P300 es un tipo de interface cerebro-computadora que se vale de la respuesta cerebral a estímulos visuales 

para detectar las letras que un usuario, con problemas de movilidad y del habla, desea escribir. Tradicionalmente, su 

funcionamiento se ha basado en la discriminación entre estímulos visuales atendidos (mirados por el usuario) y no 

atendidos. Sabiendo que la corteza visual se activa retinotópicamente se analizaron las respuestas a los estímulos adyacentes 

al foco de mirada en una base de datos abierta de la Universidad Autónoma Metropolitana de México para indagar si se 

aprecian respuestas diferenciadas en las señales electroencefalográficas de acuerdo a la ubicación espacial de la fuente del 

estímulo. Se encontraron diferencias significativas entre las respuestas a los estímulos adyacentes (fila superior, fila inferior, 

columna izquierda y columna derecha). Este fenómeno electrofisiológico obviado en la literatura relacionada a este 

deletreador ofrece posibilidades interesantes para el diseño de nuevos paradigmas. 

Palabaras Claves: Interfaces Cerebro Computadora, deletreador P300, potenciales relacionados a eventos, estímulos 

adyacentes 

INTRODUCCIÓN 

En el ámbito de las interfaces cerebro-computadora, el 

deletreador P300 es una de las mas populares y eficaces, 

primero porque se basa en un método de adquisición por 

electroencefalografía (EEG) el cual es práctico, portátil y 

económico; y segundo porque se vale de la adquisición de 

señales eléctricas que son generadas prácticamente por 

cualquier persona sana sin necesidad de grandes esfuerzos 

de entrenamiento. El sistema deletreador P300 propuesto 

por Farwell y Donchin [1] permite la escritura de palabras 

mediante la visualización de cada letra en una matriz 

mostrada en pantalla. Las columnas y las filas de la matriz 

parpadean en orden seudoaleatorio mientras el sujeto mira 

y presta atención sólo a la letra que desea escribir en 

pantalla. Cada vez que parpadea la fila o la columna a la 

que pertenece la letra que el sujeto mira se generan 

potenciales eléctricos distintos a los generados cuando 

parpadean filas y columnas que no están siendo atendidas. 

Desde su aparición en 1988, el funcionamiento del 

deletreador se ha basado en la discriminación entre 

estímulos visuales atendidos y no atendidos por parte del 

usuario. Es frecuente la aparición de gráficas en la 

literatura en las que se muestra el promedio de las 

respuestas a los estímulos atendidos y se compara con el 

promedio de la respuesta a los estímulos no atendidos. En 

esta comparación usualmente se hace énfasis en la 

componente P300 aumentada para los estímulos atendidos 

respecto de los no atendidos. Aunque investigaciones 

recientes demuestran que las componentes tempranas de 

los potenciales relacionados a eventos (ERP) visuales, P1, 

N1 y N2 tambien se magnifican ante un estímulo atendido, 

no se han estudiado las variaciones que estas componentes 

presentan en los estímulos no atendidos. 

Sabiendo que la corteza visual se activa de acuerdo a un 

mapeo espacial en concordancia con la estimulación de la 

retina y por tanto con el campo visual, es lógico pensar que 

los estímulos visuales provenientes de la periferia del foco 

de mirada en el deletreador P300 generen respuestas 

distintas en el EEG, al menos en los canales occipitales. 

Nuestro propósito en este trabajo es averiguar si con el 

montaje electroencefalográfico básico y usual usado para el 

deletreador P300 se pueden observar esas diferencias. 

Como los estímulos no atendidos en el deletreador son 

totalmente lateralizados o pertenecientes exclusivamente a 

uno de los dos hemisferios verticales del campo visual 

(superior e inferior), los datos recolectados en un 

experimento regular del deletreador P300 son ideales para 

estudiar el fenómeno del cruzamiento de las vías visuales 

centrales. Para nuestro propósito analizamos una base de 

datos de 25 personas cuyos registros corresponden al 

deletreo de palabras bajo el esquema clásico del deletreador 

P300 y demostramos como varían algunas componentes 

específicas del ERP visual de acuerdo a la ubicación 

espacial del estímulo. 

Para identificar esas componentes es necesario hacer, en la 

próxima sección, una breve descripción de las 

componentes principales del ERP visual. 

117


DESCRIPCIÓN DE LAS COMPONENTES DEL ERP 

VISUAL 

La componente P1 es una onda positiva cuyo pico 

generalmente está entre 100 y 130 ms después del inicio 

del estímulo visual y es sensible tanto a la dirección de la 

atención espacial [2] como a los niveles en el estado de 

alerta [3]. 

N1 es una onda negativa que tiene al menos dos 

componentes tardías entre 150 y 200 ms observables en los 

electrodos posteriores y su amplitud está influenciada por 

la atención espacial [2], específicamente la componente 

occipito-lateral es mayor en tareas de discriminación 

cuando se compara con la producida en tareas de detección, 

por lo que su generación se asocia a procesos 

discriminativos [3]–[5]. La amplitud de N1 en electrodos 

occipitales no parece depender de las características físicas 

del estímulo sino de la orientación espacial [6]. 

La onda N2 aparece a los 200-350ms, y tiene varias 

componentes. La componente N2c (o posterior N2) es mas 

grande para categorías de estímulos poco frecuentes. La 

componente N2pc (posterior contralateral, 200-300ms), 

aparece en los electrodos posteriores contralateralmente a 

la atención de objetos en la periferia de la visión [7]–[9]. 

estímulos inmediatamente adyacentes a cada letra mirada 

(fila superior, fila inferior, columna izquierda y columna 

derecha). Ver la figura 1, donde se representa la atención 

de la letra J por parte del usuario y se marcan las filas y 

columnas adyacentes para esa letra en particular. Obsérvese 

la intensificación de la fila inferior. 

METODOLOGÍA 

En la base de datos UAM [10] se registra la señal 

electroencefalográfica en 10 electrodos a una frecuencia de 

muestreo de 256 Hz mientras se realizan tareas de deletreo 

usando el deletreador P300 (ver figura 1). Se dispone de las 

respuestas a los estímulos visuales correspondientes al 

deletreo de mas de 10 palabras por sujeto (mas de 9000 

estímulos por sujeto). La intensificación de cada fila o 

columna dura 62,5 ms y el tiempo entre el apagado de un 

estímulo y el inicio del siguiente es de 125 ms (tiempo 

inter-estímulo, ISI). El sistema genera 180 estímulos por 

letra distribuidos uniformemente entre las filas y las 

columnas de la matriz. Definiremos una época como el 

tiempo desde el inicio de cada intensificación hasta 600ms 

después de este. Cada época tendrá información de varios 

estímulos pero el efecto de promediación solventa en gran 

medida el efecto de solapamiento de las respuestas. 

Se seleccionaron las épocas cuyos valores máximos 

estuvieran por debajo de 200 μV para evitar artefactos 

característicos de este tipo de señales; y de estas épocas se 

seleccionaron aquellas que estuvieran separadas por al 

menos 3 épocas del inicio de estímulos atendidos. De esta 

manera se evita el solapamiento y la respectiva 

interferencia producida por las componentes aumentadas de 

los estímulos atendidos en los promedios de los no 

atendidos. Se restó a cada época la media de los 100 ms 

anteriores al comienzo del estímulo en cada canal. Los 

ERPs correspondientes a los estímulos se ordenaron de 

acuerdo a su posición relativa respecto al símbolo mirado 

en pantalla. Luego se seleccionaron las respuestas a los 

Figura 1. Matriz de deletreo y distribución de 

electrodos en base de datos UAM. 

RESULTADOS 

En la figura 2 se muestra el estadístico R 2 con signo 

para cada comparación: respuestas al parpadeo de la 

columna izquierda versus resto de estímulos, columna 

derecha versus resto, fila superior versus resto y fila 

inferior versus resto. En la parte derecha de cada gráfica se 

muestra la escala vertical para R 2 . Como se puede observar, 

para los estímulos columnas adyacentes los canales que 

muestran diferencias mas significativas son los canales 

parieto-occipitales PO7 y PO8, mientras que para las filas 

adyacentes es Oz. En base a estas apreciaciones, se 

muestran en la figura 3, el canal diferencial PO8-PO7 para 

el estudio de las columnas y Oz para el estudio de las filas. 

En la figura 3 se puede observar la simetría entre las 

respuestas a intesificación de la columna izquierda y la 

derecha y las de la intensificación de la fila superior e 

inferior. En el canal diferencial se puede apreciar el efecto 

de un aumento de la amplitud de P1 (alrededor de 100ms), 

N1 (justo antes de 200 ms) y N2pc (posterior contralateral, 

después de 200 ms) en el canal contralateral al estímulo. 

También se puede observar una inversión de la onda N1 

entre estímulos provenientes del hemisferio superior y los 

provenientes de hemisferio inferior del campo visual en el 

electrodo Oz. Los instantes de tiempo en los que existen 

diferencias significativas (p < 0,05) entre el estímulo 

118


estudiado y el resto de los estímulos se marcan con una 

línea segmentada en la parte superior del gráfico. 

N1 

P1 

N2 

N2 

P1 

N1 

N1 

N1 

Figura 2. Discriminación de respuestas a estímulos 

adyacentes versus resto de estímulos. 

DISCUSIÓN 

Nos hemos enfocado en las particularidades de las 

respuestas a estímulos no atendidos y mostramos que la 

respuesta a estímulos adyacentes no atendidos difiere de 

acuerdo a la ubicación espacial del estímulo en el campo 

visual. 

Respecto a la respuesta a estímulos laterales, se 

encontró que la intensificación de las columnas a la 

izquierda y a la derecha del símbolo atendido producen 

aumento de P1, N1 y N2 contralateralmente, en los canales 

parieto-occipitales PO7 y PO8. Este efecto de 

contralateralidad se debe al entrecruzamiento de las vías 

visuales centrales; es decir, estímulos con orígen en el 

hemisferio visual izquierdo producen una activación 

temprana en el hemisferio derecho de la corteza visual, 

mientras que estímulos con orígen en el hemisferio visual 

derecho producen la activación del hemisferio izquierdo de 

la corteza visual [11]. Adicionalmente a la modulación de 

estas componentes en dependencia del orígen espacial del 

estímulo, pueden existir componentes asociadas al cambio 

de foco de atención hacia esos estímulos. 

Figura 3. ERP en los canales mas significativos para los 

estímulos adyacentes. 

Respecto a los estímulos inferiores y superiores, el 

análisis que hemos realizado demuestra que la respuesta a 

la intensificación de la fila inmediatamente inferior al 

símbolo atendido produce una respuesta en la que N1 

(cercano a los 200ms) está invertida respecto a la producida 

por la intensificación de la fila superior. Este efecto se 

observa predominatemente en los canales occipitales y 

entre estos predominatemente en Oz. Esta inversión de 

polaridad es de particular interés porque las polaridades 

son contrarias a las reportadas en otros estudios previos. 

Las inversiones de polaridad ante estímulos superiores 

e inferiores son un comportamiento característico de la 

onda C1, que comienza a los 40-60 ms, presenta su pico en 

80-100 ms y es observable en electrodos colocados en la 

línea media posterior. La onda C1 se origina por la 

activación de la corteza visual primaria (V1, en la fisura 

calcarina). Como el banco superior e inferior de la fisura 

calcarina procesa estímulos visuales provenientes del 

campo visual inferior y superior, respectivamente, C1 es 

una deflexión positiva para estímulos provenientes del 

campo visual inferior y es negativa para estímulos 

provenientes del campo visual superior [8]. 

En relación al mismo tema, Di Russo et al [12] 

encontraron que existen componentes en el rango de N1 

(150-225 ms) que invierten su polaridad en los canales 

119


occipitales en respuesta a estímulos visuales atendidos en 

el campo visual inferior y superior. Estas componentes 

tardías tienen el mismo signo de C1 y aparecen solo para 

estímulos provenientes de un cuadrante atendido mientras 

que C1 aparece en respuesta tanto a estímulos en 

cuadrantes atendidos como no atendidos. Un estudio por 

imagenología por resonancia magnética funcional (fMRI) 

soporta el hecho de que esas componentes que invierten su 

polaridad provienen de la fisura calcarina, sugiriendo que 

las componentes tardías se originan por la reactivación de 

la corteza visual primaria (V1) debido a un proceso de 

realimentación proveniente del área extraestriada la cual 

realiza un procesamiento visual de mayor complejidad. En 

contraste con los resultados en [12], los estímulos que 

causan inversión de N1 en nuestro estudio no provienen de 

regiones pre-atendidas e interesantemente las polaridades 

son opuestas a las de C1. 

De igual forma, es importante acotar que entre los 

estímulos visuales en [12] y los aquí estudiados existen 

diferencias en cuanto a la duración del estímulo, el ISI, la 

forma, la intensidad del estímulo y la tarea mental de 

discriminación que realiza el sujeto. En trabajos futuros 

habría que determinar qué características específicas de los 

estímulos aquí estudiados (fila inferior y superior) 

producen las polaridades de N1 controversiales y su 

posible relación con procesos de realimentación hacia la 

corteza visual primaria en sentidos inversos, es decir 

realimentación hacia zonas de procesamiento del 

hemisferio inferior del campo visual luego de recibir 

estímulos del hemisferio superior del campo visual y 

viceversa. 

CONCLUSIONES 

La lateralización de la actividad cerebral ante estímulos 

visuales en la periferia y la inversión de la onda N1 ante 

estímulos inferiores y superiores representan un fenómeno 

que puede ser aprovechado de distintas maneras. Por 

ejemplo, puede usarse para obtener información adicional 

acerca de la ubicación espacial del símbolo atendido en el 

uso del deletredor P300 como lo demuestra el autor y 

colaboradores en [13], puede usarse clínicamente para 

estudiar el correcto funcionamiento de las vías visuales 

centrales (retina a corteza visual), puede servir como base 

para desarrollar un algoritmo de seguimiento de la mirada 

en base a una rejilla de estimulación o pudiera usarse como 

un sistema de apoyo a un seguidor de mirada convencional 

(gazetracker, basado en análisis de video de los ojos) para 

incrementar la confiabilidad en la estimación de la mirada. 

REFERENCIAS 

[1] Farwell L. y Donchin E. (1988): Talking off the top of 

your head: toward a mental prosthesis utilizing eventrelated 

brain potentials, Electroencephalography and 


[2] Hillyard S., Vogel E. y Luck S. (1998): Sensory gain 

control (amplification) as a mechanism of selective 

attention: electrophysiological and neuroimaging evidence, 

Philosophical Transactions of the Royal Society B: 

Biological Sciences, 353(1373): pp 1257–1270. 

[3] Vogel E. y Luck S. (2000): The visual N1 component as 

an index of a discrimination process, Psychophysiology, 

37(2): pp 190–203. 

[4] Hopf J., Vogel E., Woodman G., Heinze H. y Luck S. 

(2002): Localizing visual discrimination processes in time 

and space, Journal of Neurophysiology, 88(4): pp 2088– 

2095. 

[5] Ritter W., Simson R., Vaughan H. y Friedman D. 

(1979): A brain event related to the making of a sensory 

discrimination, Science, 203(4387): pp 1358–1361. 

[6] Shishkin S., Ganin I., Basyul I., Zhigalov A. y Kaplan 

A. (2009): N1 wave in the P300 BCI is not sensitive to the 

physical characteristics of stimuli, Journal of Integrative 

Neuroscience, 8(4): pp 471–485. 

[7] Eimer M. (1996): The N2pc component as an indicator 

of attentional selectivity, Electroencephalography and 


[8] Luck S. (2005): An Introduction to the Event-Related 

Potential Technique, Cambridge, Mass: The Mit Press. 

[9] Luck S. y Hillyard S. (1994): Spatial filtering during 

visual search: evidence from human electrophysiology, 

Journal of Experimental Psychology. Human Perception 

and Performance, 20(5): pp 1000–1014. 

[10] Ledesma-Ramirez C., Bojorges-Valdez E., Yáñez- 

Suarez O., Saavedra C., Bougrain L. y Gentiletti G. (2010): 

An Open-Access P300 Speller Database, Fourth 

International Brain-Computer Interface Meeting, Asilomar, 

California, USA. 

[11] Wurtz R. y Kandel E. (2000): Principles of neural 

science, 4th ed., Eds. New York: McGraw-Hill. 

[12] Di Russo F., Martínez A. y Hillyard S. (2003): Source 

Analysis of Event-related Cortical Activity during Visuospatial 

Attention, Cerebral Cortex, 13(5): pp 486–499. 

[13] Ceballos G. y Hernández L. (2015): Non-target 

adjacent stimuli classification improves performance of 

classical ERP-based brain computer interface, Journal of 

Neural Engineering, 12(2)2: 026009. 


Este trabajo fué promovido por el Fondo Nacional de 

Ciencia, Tecnología e Innovación (FONACIT), número de 

proyecto 2013000621. 

120


ALGORITMOS EVOLUTIVOS PARA LA ESTIMACIÓN DE 

PARÁMETROS DEL MODELO LOTKA-VOLTERRA 

Jhon Edgar Amaya 1 , María de los Ángeles Tarazona 2 

1 Laboratorio de Computación de Alto Rendimiento (LCAR), Universidad Nacional 

Experimental del Táchira, San Cristóbal, Venezuela 

2 Departamento de Matemática, Universidad Nacional Experimental del Táchira, 

San Cristóbal, Venezuela 

jedgar@unet.edu.ve 

RESUMEN 

El modelo aborda la estimación de los parámetros del modelo depredador-presa o Lotka-Volterra mediante algoritmos 

evolutivos. Se presentan tres algoritmos evolutivos: evolución diferencial (DE) y dos algoritmos híbridos. 

Los algoritmos híbridos consistieron en la conjunción de un algoritmo evolutivo y un mecanismo de búsqueda 

local (LS), en particular GA+LS y DE+LS. Los resultados muestran que los algoritmos híbridos presentan mejores 

resultados y una convergencia más rápida en comparación con los resultados obtenidos con un algoritmo genético 

(GA). 

Palabras Clave: Estimación de parámetros, modelo Lotka-Volterra, algoritmos evolutivos, algoritmos híbridos. 

INTRODUCCIÓN 

La estimación de parámetros de modelos matemáticos 

es importante en diferentes áreas de la ciencia, en 

campos como la medicina, ingeniería, entre otros [1], 

pues permite ajustar el modelo a las condiciones experimentales 

analizadas. La determinación de los parámetros 

del modelo puede resultar complejo dependiendo de 

las características de no linealidad del modelo abordado. 

Un ejemplo de un modelo matemático no lineal corresponde 

al modelo Lotka-Volterra. 

El modelo de Lotka-Volterra se basa en un sistema 

de ecuaciones diferenciales de primer orden no lineales 

que se utiliza para describir la dinámica de sistemas 

biológicos. Este sistema también es conocido como 

depredador-presa, ya que fue planteado para resolver 

este tipo de interacción. El ejemplo clásico del modelo 

depredador-presa es el que representa a la población de 

linces y liebres de un bosque al norte de Canadá [2]. La 

forma general del modelo viene dada por las ecuaciones: 

dP 

dt 

dD 

dt 

= αP − βP D (1) 

= −γD + δP D (2) 

donde P es la población de presas, D la población 

de depredadores, t representa el desarrollo de las dos poblaciones 

en función del tiempo y los coeficientes α,β,γ 

y δ son los parámetros que representan la interacción de 

las dos especies. 

El modelo supone que las presas tienen una reproducción 

exponencial a menos que estén sujetas a la depredación; 

este crecimiento exponencial se representa 

por el término αP (ec. 1). Se supone además, que la 

tasa de depredación debe ser proporcional a la velocidad 

a la cual coinciden los depredadores y las presas — 

121


representado por el término βPD. Lo anterior, se interpreta 

como la variación en la población de presas dado 

su propio crecimiento, menos la velocidad a la cual es 

cazada. 

Por otra parte, la ecuación 2 representa el cambio en 

la población de depredadores por su propio crecimiento, 

menos la muerte natural; donde el factor δPD representa 

el crecimiento de la población de depredadores y γD 

la muerte natural de los depredadores. 

El modelo Lotka-Volterra tiene un impacto importante 

en varias áreas [3], sin embargo, debido a su simplicidad, 

se han propuesto modelos más realistas, que 

incluyen mayor número de especies, saturación de poblaciones 

e incluso tiempos de caza [4]. 

Recientemente, se han propuesto diferentes técnicas 

metaheurísticas para abordar aquellos casos, cuya complejidad 

en la búsqueda de una solución para un modelo 

determinado, involucra un alto costo computacional. 

Las metaheurísticas tienen la ventaja de poder obtener 

soluciones muy buenas en un corto tiempo (incluso, la 

solución óptima). En la literatura científica existe una 

diversidad de propuestas de metaheurísticas (por ejemplo, 

algoritmos genéticos, búsqueda tabú, optimización 

por colonia de hormigas, entre otras) aplicadas con éxito 

en diferentes áreas. Además, se han presentado enfoques 

híbridos [5], específicamente mediante algoritmos 

meméticos (MAs) debido a que proveen un mecanismo 

para equilibrar el aprendizaje individual y la evolución 

en el proceso de búsqueda, a través de la asociación de la 

búsqueda local, aplicada a los individuos como un operador 

adicional del algoritmo evolutivo. 

En este trabajo se proponen tres métodos alternativos 

para estimar los parámetros del modelo Lotka-Volterra, 

haciendo uso de algoritmos evolutivos tales como: Algoritmo 

Memético (MA), Evolución Diferencial (DE) y 

Evolución Diferencial Híbrida (DE+LS). 

METODOLOGÍA 

La investigación recreó en primer lugar, la propuesta 

presentada en [4] donde se plantea la solución del 

modelo Lotka-Volterra mediante un algoritmo genético 

generacional con cruzamiento uniforme en un punto 

y mutación simple de un gen. Es de mencionar, que 

en el artículo no se especifica la representación cromosómica, 

el número de evaluaciones ni el tiempo consumido 

correspondiente. Desde ese punto de vista, se definió 

una representación real de los cromosomas, i.e., 

un valor real para cada variable. Se tomó como operador 

de cruzamiento, el cruzamiento uniforme en un 

punto con extrapolación, tal como se define en [7], i.e., 

sea S 1 y S 2 dos soluciones { de n genes cada una, representadas 

como S 1 = s 1 1 , ..., s1 j−1 , s1 j , s1 j+1 , ...s1 n 

} 

{ 

} 

y S 2 = s 2 1 , ..., s2 j−1 , s2 j , s2 j+1 , ...s2 n y sea j el punto 

de cruce, entonces { las dos nuevas soluciones } generadas 

serán S 1 = s 1 1 , ..., s1 j−1 , s1 new, s 2 j+1 , ...s2 n y S 2 = 

{ 

} 

s 2 1 , ..., s2 j−1 , s2 j , s2 new, s 1 j+1 , ...s1 n , donde s 1 new = s 1 j − 

ς(s 1 j − s2 j ) y s2 new = s 2 j + ς(s1 j − s2 j ) con ς ∈ [0, 1] 

como variable aleatoria. El operador de mutación se 

implementó como la modificación de la j-ésima variable 

de la solución elegida de forma aleatoria, tal que 

s 1 j = s1 j + ρ(ς − 0,5) donde ρ = 0,02. La función objetivo 

o fitness fue definida como 

F (D, P, D S , P S ) = √ 1 2 

n∑ [ 

(di − d S i )2 + (p i − p S i )2] 

i=1 

(3) 

donde D = {d 1 , ..., ...d m } y P = {p 1 , ..., ...p m } 1 

representan los datos reales de la población de depredadores 

y presas, respectivamente. D S = { d S 1 , ..., } 

...dS m 

y P S = { p S 1 , ..., m} ...pS son los valores obtenidos mediante 

el cálculo del modelo Lotka-Volterra con los coeficientes 

dados por S de los depredadores y presas, respectivamente. 

Además, m es el número de muestras. Para 

el GA se tomaron como referencia los valores utilizados 

en [4], i.e., 80 individuos, probabilidad de cruce 

igual a 1 y una probabilidad de mutación de 0.6. 

Se definieron tres propuestas evolutivas adicionales. 

La primera denominada evolución diferencial (DE) [6] 

que consiste en una técnica evolutiva diseñada principalmente 

para cromosomas con valores reales. En la evolución 

diferencial, los nuevos individuos se generan mediante 

operadores diferenciales de mutación y cruce. En 

la literatura hay diversas variantes, en el trabajo se decantó 

por la versión clásica de DE/rand/1/, donde la 

generación de nuevos individuos se lleva a cabo por medio 

de la selección de tres padres diferentes, de la forma 

S = S 1 + F R (S 2 − S 3 ) siempre y cuando se cumpla 

el proceso de cruzamiento dado por el factor de cruzamiento 

o C R . F R corresponde al factor de peso. Se to- 

1 Con el propósito de realizar una comparativa de los algoritmos propuestos, se tomaron los datos presentados en [2] y utilizados en [4]. 

122


maron como valores para la experimentación C R = 0,9 

y F R = 0,8. En la Figura 1 se muestra el pseudocódigo 

del algoritmo de evolución diferencial empleado. El 

algoritmo define una población P con N individuos como 

P = {S 1 , S 2 , ..., S N }. R corresponde a la solución 

obtenida por el método de cruzamiento diferencial. 

function EvolucionDiferencial 

P ← generarPoblacion(); 

EvaluarFitness(P); 

while (no criterio de parada) do 

for i=1:N do 

R ← diferencial(P, S i , F R , C R ); 

if f(R) < f(S i ) then 

agregar(P i , R); 

else 

agregar(P i , S i ); 

end if 

end for 

P=P i ; 

end while 

S ← mejorSolucion(P); 

return S; 

function diferencial(P, S o , F R , C R ) 

[S 1 , S 2 , S 3 ] ← seleccionar(P, S o ); 

corte ← Rand[1, n]; 

for i=1:n do 

if corte==i && Rand[0, 1) < C R then 

S j =S 1 j + F R* (S 2 j -S3 j ); 

else 

S j =S o j ; 

end if 

end for 

return S; 

Figura 1: Algoritmo de Evolución Diferencial 

El segundo método consistió en la hibridación del 

algoritmo genético (GA) con un mecanismo local, también 

conocido como algoritmo memético (MA). En particular 

se estableció un mecanismo de lamarkismo parcial, 

i.e., la aplicación de la búsqueda local sólo a una 

fracción de los individuos, determinada de manera aleatoria 

por el parámetro p local , en nuestro caso p local = 

0,1. El método de búsqueda local utilizado fue el denominado 

método de Nelder-Mead o downhill Simplex 

[7]. El método Simplex es un método clásico de descenso 

de colina para la búsqueda de mínimos locales sin la 

necesidad del cálculo de derivadas. Utiliza n + 1 puntos 

—donde n es la dimensión del problema— para el 

cálculo de tres operaciones básicas: reflexión, expansión 

y contracción. Para el memético se estableció un límite 

de aplicación de la búsqueda local, i.e., una profundidad 

máxima de 5 niveles. La estructura del GA fue idéntica 

al algoritmo genético explicado anteriormente y con los 

mismos parámetros. En la Figura 2 se muestra el pseudocódigo 

del algoritmo memético utilizado. 

function AlgoritmoMemetico 

P ← generarPoblacion(); 

EvaluarFitness(P); 

while (no criterio de parada) do 

for i=1:N/2 do 

[R 1 , R 2 ] ← ruleta(P); 

if Rand[0, 1) 

[C 1 , C 2 ] ← crossover([R 1 , R 2 ]); 

agregar(P i , [C 1 , C 2 ]); 

else 

agregar(P i , [R 1 , R 2 ]); 

end if 

end for 

for i := N do 

if Rand[0, 1) 

M ← mutacion(S i ); 

reemplazar(P i , M); 

end if 

end for 

for i := N do 

if Rand[0, 1) 

S i ← busquedaLocal(S i ); 

end if 

end for 

P=P i ; 

end while 

S ← mejorSolucion(P); 

return S; 

Figura 2: Algoritmo Memético. 

El último método propuesto, consistió en la hibridación 

del algoritmo de evolución diferencial con un 

método de búsqueda local –en particular, el método de 

Nelder-Mead. La aplicación del método de búsqueda local 

está determinada por el parámetro p local y al igual 

que en el memético se eligió como p local = 0,1. La aplicación 

de la búsqueda local en el DE, se utilizó de la 

misma forma como se propuso en [8], i.e., la aplicación 

de la búsqueda local, luego de realizado el ciclo de cruzamiento 

en el DE. 

RESULTADOS 

Todos los algoritmos descritos en la sección de metodología 

se implementaron en MatlabRy se ejecutaron 

en una PC (Intel Core i5 2.40 GHz con 8 GB de RAM) 

bajo Windows 7. Cada algoritmo fue ejecutado 30 veces. 

Se impuso un número máximo de evaluaciones de la función 

de fitness para encontrar una solución por parte de 

cada algoritmo, con el objetivo de establecer un esfuerzo 

computacional independiente de la plataforma utilizada 

(hardware, lenguaje, sistema operativo). 

123


Se llevaron a cabo dos experimentos. El primero 

consistió en ejecutar los algoritmos propuestos y compararlos 

con el GA descrito en [4]. Se estimó el número 

de evaluaciones utilizadas por el genético en [4] y sobre 

este parámetro se realizó la comparación. El número 

de evaluaciones para 150 generaciones correspondió a 

un aproximado de 18750 evaluaciones de la función de 

fitness. En la Tabla I se muestran los resultados de los 

4 algoritmos, así como la desviación estándar de cada 

caso. 

Tabla I: Resultados con 18750 evaluaciones. 

método α β γ δ F 

GA 0,671 0,086 0,672 0,027 69,6 

±0,196 ±0,069 ±0,189 ±0,009 ±28,1 

DE 0,696 0,065 0,668 0,023 55,0 

±0,143 ±0,038 ±0,138 ±0,007 ±20,3 

MA 0,658 0,08 0,617 0,036 43,8 

±0,165 ±0,143 ±0,199 ±0,085 ±30,3 

DE+LS 0.603 0.033 0.768 0.025 30.5 

±0,103 ±0,010 ±0,120 ±0,004 ±5,8 

El segundo experimento consistió en ejecutar los 

mismos algoritmos pero ahora con sólo 12500 evaluaciones, 

que corresponde a 100 generaciones del GA descrito 

en [4]. Los resultados computacionales se muestran 

en la Tabla II, incluida la desviación estándar de cada caso. 

Tabla II: Resultados con 12500 evaluaciones. 

α β γ δ F 

GA 0,676 0,170 0,648 0,034 96,4 

±0,223 ±0,113 ±0,191 ±0,024 ±25,2 

DE 0,657 0,064 0,708 0,025 61,5 

±0,170 ±0,039 ±0,181 ±0,009 ±0,009 

MA 0,702 0,101 0,599 0,031 53,7 

±0,152 ±0,120 ±0,236 ±0,067 ±34,0 

DE+LS 0,651 0,048 0,711 0,022 43,2 

±0,161 ±0,0245 ±0,171 ±0,006 ±14,1 

DISCUSIÓN 

La Tabla I se puede observar que los resultados — 

con respecto a la función de fitness— de los algoritmos 

propuestos mejoran ostensiblemente al GA, el DE presenta 

una mejora del 21 % y los algoritmos híbridos MA 

y DE+LS, presentan el mejor desempeño, en particular 

el algoritmo DE+LS. En la Tabla II se puede observar 

que aún con un número menor de evaluaciones los algoritmos 

híbridos presentan mejores resultados que el GA, 

lo cual nos indica que presentan una convergencia más 

rápida hacia buenas soluciones. 

124 

CONCLUSIONES 

En la presente investigación se mostraron tres algoritmos 

evolutivos para la estimación de parámetros, a saber, 

el DE, MA y DE+LS. De los resultados se desprende 

que los algoritmos híbridos, muestran un comportamiento 

en general mejor para la estimación de parámetros del 

modelo Lotka-Volterra que el algoritmo genético clásico, 

incluso con un menor número de evaluaciones. 

Se propone como trabajo futuro la estimación de 

parámetros para modelos más complejos de Lotka- 

Volterra, así como también la implementación de otras 

metaheurísticas para este caso. Además, se debe analizar 

la incidencia de los parámetros de cada metaheurística 

en la solución del problema. 


Nuestro agradecimiento al Decanato de Investigación 

de la Universidad Nacional Experimental del Táchira 

por su apoyo en esta investigación. 

REFERENCIAS 

[1] Voit E. et al (2010): Parameter estimation in canonical 

biological systems models, International Journal 

of Systems and Synthetic Biology, 1: pp 1-19. 

[2] E. R. Leigh (1968): The ecological role of Volterra’s 

equations, in Some Mathematical Problems in 

Biology – a modern discussion using Hudson’s Bay 

Company data on lynx and hares in Canada from 

1847 to 1903. 

[3] Kim S. et al (2010): Analyzing the parameters of 

prey-predator models for simulation games, Proceedings 

of the 9th International Conference on Entertainment 

Computing, Seoul, Korea, pp 216-223. 

[4] Restrepo J. et al (2001): Parameter estimation of a 

predator-prey model using a genetic algorithm, AN- 

DESCON 2010, Bogotá, Colombia, pp 1-4. 

[5] Talbi, E.-G. (2009). Metaheuristics: from design to 

implementation, First Edition, John Wiley & Sons, 

Inc. 

[6] Brownlee J. (2012): Clever Algorithms: Nature- 

Inspired Programming Recipes, First Edition, Lulu.com. 

[7] Haupt R. L. et al (2004): Practical Genetic Algorithms, 

Second Edition, Wiley-Interscience. 

[8] Giannopoulos N. et al (2010): Lamarckian and 

Baldwinian learning in differential evolution for 

production scheduling problems. The 6th Virtual 

Conference, Network of Excellence on Innovative 

Production Machines and Systems, pp 1-5.


FUSIÓN DE DATOS PARA DETECTAR COMPLEJOS QRS EN REGISTROS 

ELECTROCARDIOGRÁFICOS MULTICANAL 

Carlos Alberto Ledezma 1 , Miguel Altuve 2 

1 

Grupo de Bioingeniería y Biofísica Aplicada, Universidad Simón Bolívar, Caracas, Venezuela 

2 Facultad de Ingeniería Electrónica, Universidad Pontificia Bolivariana, Bucaramanga, Colombia 

e-mail: caledezma@gmail.com 

RESUMEN 

Las complicaciones cardíacas son, hoy en día, una de las principales causas de muerte en el mundo desarrollado. El diagnóstico 

de dichas patologías suele hacerse a través del análisis de la señal electrocardiográfica. Para evaluar la condición cardíaca de un 

paciente es de vital importancia una detección precisa de cada latido cardíaco. En las últimas décadas se han concebido muchos 

detectores de complejos QRS, pero muy pocos han utilizado la redundancia existente en adquisiciones de ECG multicanal para 

aumentar el desempeño de la detección. En este trabajo se propone un esquema de detección de complejos QRS basado en 

la combinación de detecciones realizadas en varios canales de ECG adquiridos simultáneamente. La metodología propuesta 

fue validada en dos bases de datos de ECG anotadas, ampliamente utilizadas para la evaluación de detectores de QRS. Los 

resultados muestran que la detección mejora cuando se utiliza la combinación de las detecciones de varios canales. 

Palabras Clave: Fusión de Datos, Detección de Complejos QRS, Electrocardiograma, Procesamiento Digital de Señales. 

INTRODUCCIÓN 

El diagnóstico de las enfermedades cardíacas, primera causa 

de muerte en el mundo, inicia generalmente con el análisis 

de la señal electrocardiográfica (ECG). En este sentido, los 

monitores comerciales disponibles actualmente en los centros 

de salud emplean rutinas automáticas de procesamiento digital 

de señales para detectar los complejos QRS (onda de 

mayor energía del ECG) y obtener así la frecuencia cardíaca 

instantánea. Una vez detectado el complejo QRS se pueden detectar 

las otras ondas que componen el ECG (P y T) y realizar 

igualmente un análisis automático no solo de la duración de 

los intervalos y segmentos que componen el ECG sino de la 

morfología de las diferentes ondas. Es así que, para obtener un 

diagnóstico acertado de la condición cardíaca del individuo, es 

necesario un detector de complejos QRS preciso y confiable. 

Los primeros intentos exitosos de detección de complejos 

QRS se basaron en filtros y decisión por umbrales [1, 2, 3]. En 

estos algoritmos se intentaba eliminar todo el ruido posible 

y resaltar las características del complejo QRS (a través de 

filtros) para luego realizar la detección (a través de umbrales 

fijos o adaptativos) logrando altos valores de desempeño pero 

mostrando debilidades en retardo de detección o incapacidad 

de trabajar en tiempo real. Otro enfoque exitoso en esta área 

fue el uso de ondículas [4] para realizar la detección de los 

complejos QRS, la delineación completa del ECG y el análisis 

de la morfología de las ondas P y T. Otros métodos existentes 

en la literatura se basan en técnicas matemáticas más avanzadas, 

pero su complejidad los hace poco interesantes para 

aplicaciones en tiempo real. 

Se puede observar que, a pesar de los exitosos resultados 

obtenidos, la detección de los complejos QRS sigue siendo 

un tema de interés. Varias investigaciones recientes se han 

centrado en el desarrollo nuevos métodos para la detección de 

complejos QRS. En particular, se han desarrollado técnicas que 

utilizan múltiples canales del ECG [5, 6] y combinan distintos 

algoritmos [7], que han logrado altos valores de sensibilidad 

y valor predictivo positivo pero descuidando la posibilidad 

de implementación en tiempo real o el uso de más de dos 

derivaciones para obtener resultados satisfactorios. 

El objetivo de este trabajo es aprovechar al máximo la posibilidad 

de adquirir múltiples canales para diseñar un detector 

robusto de complejos QRS. Para alcanzar esto se propone el 

uso de técnicas de fusión de datos; utilizando múltiples canales 

de un mismo registro de ECG se espera mejorar el desempeño 

del detector reduciendo falsos positivos y falsos negativos al 

mínimo posible. Cuatro técnicas distintas de fusión de datos 

fueron aplicadas en este trabajo. El enfoque de detección propuesto 

fue probado en bases de datos estándar con el fin de 

evaluar el desempeño de detección de cada técnica. 

El resto del trabajo está organizado de la siguiente manera. 

En la siguiente sección se describen el detector de complejos 

QRS empleado, la técnica de fusión de datos propuesta para 

realizar la detección multicanal de complejos QRS y los indicadores 

utilizados para cuantificar el desempeño del detector 

propuesto. Luego, se presentan y analizan los resultados de 

125


detección obtenidos en dos bases de datos de registros ECG. 

En la última sección se exponen las conclusiones del trabajo 

de investigación y los trabajos futuros a ser llevados a cabo. 

METODOLOGÍA 

Detección de complejos QRS 

Para realizar la detección de complejos QRS es interesante 

un detector que sea de fácil implementación y que tenga la 

capacidad de trabajar en tiempo real. Los detectores más sencillos 

propuestos hasta ahora son aquellos basados en filtros. 

Estos fueron diseñados cuando el costo de cómputo era una 

preocupación importante, por lo que sus implementaciones son 

sencillas y efectivas. Dado que el objetivo de este trabajo es 

basarse en la redundancia de datos (observados en diferentes 

sensores simultáneamente) para mejorar la detección de complejos 

QRS, algunas modificaciones fueron hechas al detector 

original para simplificar su implementación. El algoritmo de 

detección se explica a continuación. 

El detector de complejos QRS implementado está basado 

en el trabajo propuesto por Pan y Tompkins [3]. Este algoritmo 

se basa en el análisis de pendiente, amplitud y análisis de ancho 

de picos para detectar los complejos QRS. En primer lugar, 

la señal ECG es filtrada pasabanda para eliminar la deriva de la 

línea de base y los ruidos de alta frecuencia, seguidamente se 

deriva la señal obtenida, utilizando un filtro de 5 puntos, para 

obtener información de la pendiente, y finalmente se utiliza 

una función cuadrática para realizar una amplificación no lineal 

y una integración, en una ventana de 150 ms, para obtener 

más información sobre la pendiente. 

La principal diferencia con el método original es el umbral 

utilizado para la detección final de los complejos QRS. El umbral 

utilizado es igual a la mitad del máximo local de la señal 

resultante, este máximo se actualiza constantemente. Si no hay 

detección durante 1 s el umbral se reduce a la mitad y la detección 

continúa. El detector tiene una ventana ciega de 250 ms 

después de cada detección; como se explica en el artículo de 

Pan y Tompkins, dos complejos QRS no pueden ocurrir en una 

ventana menor a 200 ms, por lo que una ventana ligeramente 

más grande ayuda a ignorar las ondas T sobredimensionadas y 

los picos de ruido. 

Fusión de datos 

El esquema utilizado para mejorar el desempeño de la técnica 

de detección presentada anteriormente se muestra en la 

figura 1. En éste, el bloque “Detector” realiza una detección 

simultánea sobre las M derivaciones disponibles, utilizando 

el algoritmo explicado en la sección anterior, y combina las 

decisiones del algoritmo sobre los distintos canales, utilizando 

técnicas de fusión de datos, para producir una decisión final. 

Deriv1 

Deriv2 

DerivM 

Detector 

Decisión 

Figura 1. Esquema de detección multi-canal 

126 

La fusión de datos se realiza a través del siguiente algoritmo: 

1. El detector de complejos QRS analiza simultáneamente 

los M canales disponibles; 

2. Si hay una detección en un canal m, se abre una ventana 

w D ; 

3. Durante esta ventana se analizan los otros M −1 canales, 

en busca de detecciones, y se aplica la regla de fusión, 

decidiendo si hay o no detección en función de cuántos 

canales hayan mostrado detecciones.; 

4. Si la regla de fusión señala que hubo detección, se abre 

una “ventana ciega” durante la cual se ignoran otras detecciones, 

si la fusión establece que no hubo detección 

se cierra w D ; 

5. Se espera a que un canal m señale detección y se repite 

el algoritmo. 

La ventana ciega utilizada es de 250 ms. Como se mencionó 

antes, esta ventana es utilizada para evitar picos de ruido y 

ondas T sobredimensionadas [3]. Por otro lado, se escogió una 

ventana de detección w D = 100 ms, debido a que el tiempo 

promedio de duración de un complejo QRS está entre 60 y 

100 ms, lo que asegura que las detecciones que se toman en 

cuenta se encuentran en el margen de tiempo en el que ocurre 

un complejo QRS. 

Cuatro reglas distintas de fusión fueron utilizadas: 

1. OR: señala detección si cualquier canal señala detección. 

2. AND: señala detección si todos los canales señalan detección. 

3. Votación: señala detección si más de la mitad de los 

canales señalan detección. 

4. Óptima: señala detección a través de una votación con 

pesos siguiendo las reglas explicadas por Chair y Varshney 

[8]. 

La técnica de fusión óptima está regida por la ecuación 1, 

en donde u representa el resultado de la fusión, u i representa 

el resultado de la detección en un canal en particular, a 0 es 

un coeficiente definido por la ecuación 2 y a i son coeficientes 

dados por la ecuación 3. En las ecuaciones 2 y 3, P 0 es la 

probabilidad de que la señal de interés (el complejo QRS) esté 

ausente, P 1 es la probabilidad de que esté presente, P M es la 

probabilidad de detección fallida y P F es la probabilidad de 

falsa alarma. 

⎧ 

⎨ 

∑ 

deteccion, a 0 + n a i u i > 0 

u = 

i=1 

(1) 

⎩ 

noDeteccion, otro caso 

a 0 = log P 1 

P 0 

(2)


a i = 

{ 

1−P 

log 

Mi 

P Fi 

, u i = 1 (deteccion) 

log 1−P F i 

P Mi 

, u i = −1 (no deteccion) 

El coeficiente a 0 depende de la señal que se quiere detectar, 

no del detector, y es común a todas las señales de la base de datos, 

es decir, se mantiene constante aunque se estén analizando 

distintas derivaciones. Por otro lado, los coeficientes a i son los 

pesos que el algoritmo le otorga a cada canal; este coeficiente 

es distinto cuando en el canal se reporta detección o no detección 

y representa la confianza con la que el algoritmo detecta 

los complejos QRS, o dice que están ausentes, en cada canal. 

Este algoritmo requiere una fase de entrenamiento que permita 

determinar los coeficientes y probabilidades necesarios para 

aplicar dicha técnica. 

Los coeficientes a i se determinaron aplicando el detector 

a cada canal y midiendo la probabilidad de falsa alarma y de 

latido no detectado en cada uno. Estos coeficientes deben ser 

determinados en una fase de entrenamiento previa a la implementación 

del detector y seguidamente ser ingresados al 

algoritmo si se desea un funcionamiento en tiempo real. 

Para determinar el coeficiente a 0 se calculó la probabilidad 

de ocurrencia de complejos QRS (P 1 ) como el número de 

muestras en la base de datos correspondiente a dichos complejos 

dividido por el número total de muestras de la base de 

datos; esta probabilidad es complementaria a la probabilidad 

de ausencia del evento (P 1 = 1 − P 0 ), utilizando estos dos 

valores se halló a 0 . 

Evaluación de desempeño 

Para la evaluación del detector se utilizaron dos bases de 

datos. La primera, MIT-BIH Arrhythmia Database [9] (MIT- 

BIH), consta de 48 registros ECG de 2 canales, 30 min de 

duración y frecuencia de muestreo de 360 Hz. La segunda, St. 

Petersburg Institute of Cardiological Technics 12-lead Arrhythmia 

Database [10] (St. Petersburg), consta de 75 registros 

ECG de 12 derivaciones, 30 min de duración y frecuencia 

de muestreo de 257 Hz; se excluyeron los registros I02, I03, 

I57 e I58 porque un canal no mostraba señal y el registro I75 

para tener 70 registros (lo que facilita el entrenamiento y la 

evaluación). 

El detector se evaluó utilizando los indicadores de sensibilidad 

(Se), valor predictivo positivo (P +) y tasa de error de 

detección (DER), calculados como se muestra en las ecuaciones 

4, 5 y 6 respectivamente, donde VP son los verdaderos 

positivos (complejos QRS correctamente detectados), FP son 

los falsos positivos (detecciones donde no había complejos 

QRS) y FN son los falsos negativos (segmentos rechazados 

donde sí habían complejos QRS). Una detección fue considerada 

como VP si la diferencia entre la detección y la anotación 

profesional era menor a 150 ms. 

VP 

× 100 (5) 

VP + FP 

Se = 

VP 

VP + FN × 100 (4) El primer resultado interesante es que los valores hallados 

para a 0 son similares en ambas bases de datos. Esto se debe 

P + = 

(3) 

FP + FN 

DER = × 100 

VP + FN 

(6) 

Entorno de programación 

Las rutinas para realizar el procesamiento de las señales 

fueron desarrolladas en MATLAB y las señales de Physionet 

fueron leídas utilizando Physiotoolkit para MATLAB [10]. 

RESULTADOS 

Para la base de datos MIT-BIH a 0 = −0, 7357 y para 

St. Petersburg a 0 = −0,7277. El desempeño de la detección 

en las bases de datos St. Petersburg y MIT-BIH, sobre cada 

canal y utilizando la fusión, se muestran en la tablas I y II 

respectivamente. 

Tabla I. Desempeño del detector en la base de datos St. 

Peters-burg. En negrita el mejor valor de la fusión. 

Técnica Se ( %) P+ ( %) DER ( %) 

Canal 1 91.19 91.52 17.27 

Canal 2 93.94 98.08 7.90 

Canal 3 91.42 98.31 10.14 

Canal 4 95.87 98.59 5.50 

Canal 5 87.24 95.71 16.67 

Canal 6 92.46 98.79 8.67 

Canal 7 95.88 99.65 4.46 

Canal 8 94.89 99.58 5.52 

Canal 9 93.98 99.42 6.57 

Canal 10 95.38 99.60 5.00 

Canal 11 96.97 99.70 3.32 

Canal 12 96.16 99.65 4.19 

OR 97.87 92.33 10.26 

AND 82.50 99.88 17.60 

Votación 92.23 99.55 8.18 

Óptima 95.82 99.75 4.42 

Tabla II. Desempeño del detector en la base de datos MIT-BIH. 

En negrita el mejor valor de la fusión. 

Técnica Se ( %) P+ ( %) DER ( %) 

Canal 1 95.45 99.55 4.98 

Canal 2 91.95 95.51 12.38 

OR 95.66 98.97 5.33 

AND 90.45 99.89 9.64 

Votación 90.45 99.89 9.64 

Óptima 91.30 99.40 9.25 

DISCUSIÓN 

127


a que las bases de datos tienen características parecidas y el 

coeficiente no depende de los resultados de la detección. Puede 

entonces esperarse que, en bases de datos con características 

similares, el valor de este coeficiente se mantenga constante. 

Su valor negativo se debe a que la ocurrencia de un complejo 

QRS es un evento raro en una señal ECG (ocurriendo una sola 

vez por ciclo). 

En la tabla I se puede ver el efecto de aplicar la fusión óptima 

sobre registros de múltiples canales. El algoritmo de fusión 

no logra superar a la mejor de las detecciones individuales 

(ocurrida en el canal 11), pero esto es de esperarse. La fusión 

busca el mejor compromiso entre los resultados de detección 

de los distintos canales. Si no se tiene conocimiento de las 

características de ruido de las distintas derivaciones, la fusión 

óptima logrará el mejor compromiso posible. 

En la tabla II se puede ver el efecto de aplicar fusión cuando 

no se tienen suficientes datos para realizar el análisis. Al 

tener únicamente dos canales disponibles, la fusión tiene un 

bajo desempeño. Además, la baja calidad (baja relación señal 

a ruido) del segundo canal de la base de datos MIT-BIH 

causa que el detector basado en fusión se equivoque más de 

lo deseado. En este caso la mejor fusión fue la de tipo OR, 

puesto que ésta ignora el hecho de que el detector se equivoca 

constantemente en el segundo canal; sin embargo, en casos 

como éste parece no haber interés en realizar fusión de datos. 

En general, la fusión OR siempre logró aumentar los VP 

a expensas de producir más FP, esto se debe a que todas las 

detecciones son señaladas como ciertas; la de tipo AND minimizó 

la cantidad de FP pero produciendo muchos menos 

VP, esto es consecuencia de la alta restricción que impone esta 

técnica, únicamente hay detección cuando todos los canales 

la muestran; y las fusiones por Votación y Óptima produjeron 

resultados intermedios, siendo la óptima la mejor opción entre 

estas dos últimas, esto se debe a que estas técnicas toman en 

cuenta que algunas derivaciones pueden tener equivocaciones, 

la fusión óptima va aún más lejos asignándole un peso de 

decisión mayor a los canales que cometen menos errores. 

Nuestro resultado es comparable con los detectores de este 

mismo tipo desarrollados recientemente: análisis de componentes 

principales [5] (Se = 99,98 % y P + = 99,99 %) y 

pares en ventanas [6] (Se = 99,85 % y P + = 99,86 %). Si 

bien los valores de Se y P + son menores, nuestro algoritmo 

es implementable en tiempo real y aprovecha al máximo la 

disponibilidad de múltiples canales de ECG. Además, éste es 

un trabajo preliminar que esperamos mejorar agregando más 

características al detector. 

CONCLUSIONES 

En este trabajo se propuso un detector que combina (fusiona) 

la información contenida en registros de ECG de múltiples 

canales usando técnicas de fusión de datos. Un detector previamente 

propuesto en la literatura se adaptó para trabajar con 

múltiples canales y producir una única señal de detección. 

En este trabajo se mostró que, de tener múltiples canales 

disponibles, la mejor forma de realizar detección es utilizar 

128 

un enfoque multicanal. Esto se logra realizando detecciones 

independientes sobre los M canales disponibles y utilizando 

técnicas de fusión de datos para producir una única decisión 

final. 

Cuatro técnicas fueron utilizadas para decidir si las detecciones 

sobre los M canales disponibles debían ser aceptadas 

o rechazadas. Primero, utilizando una fusión OR, se observó 

un aumento en la sensibilidad con un gran compromiso en 

el valor predictivo positivo. Luego, la fusión AND demostró 

tener el mejor valor predictivo positivo pero comprometiendo 

gravemente la sensibilidad del detector. Finalmente, las 

fusiones por votación mostraron lograr un buen compromiso 

entre sensibilidad y valor predictivo positivo, siendo la fusión 

óptima (votación con pesos) la que logra el mejor compromiso, 

reflejado en una tasa de error en detección más baja. 

Estudios futuros deberían evaluar la adaptación de distintos 

detectores para trabajar con múltiples canales y la posibilidad 

de realizar fusión de detectores distintos para mejorar, aún más, 

los resultados de la detección. 

REFERENCIAS 

[1] Benitez D. et al (2000): A new QRS detection algorithm 

based on the Hilbert transform, Computers in Cardiology 

2000, IEEE, pp 379-382. 

[2] Okada M. (1979): A digital filter for the QRS complex 

detection, IEEE transactions on Biomedical Engineering, 

pp 700-703. 

[3] Pan J. et al. (1985): A real-time QRS detection algorithm, 

IEEE transactions on Biomedical Engineering, pp 230-236 

[4] Martínez J.P. et al (2004): A wavelet-based ECG delineator 

evaluation on standard databases, IEEE transactions on 

Biomedical Engineering, pp 570-581. 

[5] Huang, B. et al (2009): QRS complexes detection by using 

the principal component analysis and the combined wavelet 

entropy for 12-lead electrocardiogram signals, Ninth 

IEEE International Conference on Computer and Information 

Technology, vol. 1 pp 246-251. 

[6] Torbey, S. et al (2012): Multi-lead QRS detection using 

window pairs, 2012 Annual International Conference of 

the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society 

(EMBC), pp 3143-3146. 

[7] Fernandez, J. et al (2005): Combining algorithms in automatic 

detection of R-peaks in ECG signals, 18th IEEE 

Symposium on Computer-Based Medical Systems, pp. 

297-302. 

[8] Chair, Z. et al (1986): Optimal data fusion in multiple sensor 

detection systems, IEEE Transactions on Aerospace 

and Electronic Systems, pp 98-101 

[9] Moody, G.B. et al (2001): The impact of the MIT-BIH 

arrhythmia database. IEEE Engineering in Medicine and 

Biology Magazine, pp 45-50. 

[10] Goldberger, A.L. et al (2000): Physibank, physiotoolkit, 

and physionet components of a new research resource for 

complex physiologic signals, Circulation 101, pp e215- 

e220.


ÍNDICES PARA LA CARACTERIZACIÓN DE SUJETOS CON 

DISFUNCIÓN METABÓLICA, UTILIZANDO VARIABLES BIOQUÍMICAS 

Y ANTROPOMÉTRICAS 

Velásquez JM 1 , Herrera H 2 , Wong S 1,3 , Severeyn E 1 

1 

Grupo de Bioingeniería y Biofísica Aplicada, Universidad Simón Bolívar 

2 

Laboratorio de Evaluación Nutricional, Universidad Simón Bolívar 

3 

Investigador Prometeo, Universidad de Cuenca, Ecuador 

e-mail: 05-84824@usb.ve 

RESUMEN 

El índice de masa corporal(IMC), es uno de los indicadores de sobrepeso y obesidad más utilizado; sin embargo, no 

puede discriminar entre tejido graso y magro. Por estas limitaciones, y la tendencia a utilizar nuevos indicadores de 

obesidad en la práctica clínica, se proponen dos índices que relacionan peso, altura, circunferencia abdominal, VLDL(verylow-density-lipids) 

y triglicéridos. La base de datos usada para la validación consta de: 15 sujetos sedentarios diagnosticados 

con síndrome metabólico, 10 sujetos sedentarios sin síndrome metabólico y 15 sujetos deportistas maratonistas a 

dedicación. Para la selección de las variables más adecuadas, se llevó a cabo un análisis de correspondencias simples. Con 

el índice propuesto se encontraron diferencias significativas entre los grupos y una mejor especificidad en la clasificación de 

sujetos que en el IMC. Por tanto, se concluye que los índices propuestos pueden discriminar entre deportistas y sedentarios 

logrando una mayor especificidad en la clasificación general de obesidad. 

Palabras Clave: Síndrome Metabólico, Índice de Masa Corporal, Disfunción Metabólica, Índices Antropométricos. 

INTRODUCCIÓN 

El síndrome metabólico (SM) constituye un 

agrupamiento de criterios antropométricos y fisiológicos 

definidos a partir de valores establecidos de presión 

arterial, índices de distribución adiposa abdominal y 

parámetros bioquímicos glucémicos y lipídicos definidos y 

estandarizados por diversas organizaciones para 

caracterizar una disfunción del metabolismo que con 

frecuencia conlleva un aumento del riesgo de aparición de 

enfermedades cardiovasculares, obesidad, baja sensibilidad 

a la insulina[1] y diabetes mellitus [2]. 

Actualmente el diagnóstico de sobrepeso y obesidad se 

basa en el índice de masa corporal (IMC), debido a la 

buena correlación existente entre éste y el grado de 

adiposidad, y su estrecha asociación epidemiológica con 

mortalidad y morbilidad ligada a la obesidad. Introducido 

en 1972 el término de índice de masa corporal por Ancel 

Keys [3], consiste en dividir el peso (en kg) por la altura al 

cuadrado (en metros). La clasificación empleada en el 

presente, según el IMC para definir peso bajo, peso 

normal, sobrepeso y obesidad en sus diferentes grados, se 

basa en los puntos de cortes propuestos por la OMS (WHO 

por sus siglas en ingles) en 1998 [4]. 

No obstante este índice tiene desventajas, por su baja 

especificidad por no cuantificar la grasa corporal, al no 

discriminar entre tejido graso y magro [5]. 

El índice cintura talla (ICT) se calcula con el cociente 

entre el perímetro de la cintura y la estatura, es un 

parámetro muy fácil de tomar y que no requiere de 

instrumental sofisticado. A esta ventaja se añade el hecho 

de que no presenta variaciones significativas durante el 

crecimiento lo que elimina la necesidad de utilizar 

estándares de referencia [6]. 

El índice de conicidad, descrito por Valdez et al. en 

1993, se utiliza para evaluar el grado de adiposidad 

abdominal, al igual que el índice cintura-cadera, se ha 

relacionado con un incremento de riesgo metabólico y 

cardiovascular [7]. 

Los índices antropométricos que valoran la distribución 

adiposa abdominal presentan mejor capacidad predictiva 

para la detección de SM respecto a indicadores de 

adiposidad total como el IMC [8]. 

La circunferencia abdominal (CAB) es una medida 

antropométrica simple y valiosa de la grasa total intraabdominal. 

El Instituto Nacional del Corazón y del Pulmón 

de EE.UU, recomiendan la utilización del CAB en 

pacientes para determinar sobrepeso y obesidad [2]. La 

CAB esta correlacionada con el IMC, pero los niveles de 

correlación variados sugieren que éstas medidas pudiesen 

proveer información distinta y por ende no intercambiable. 

Consideraciones prácticas sugieren el uso de la CAB como 

alternativa al IMC [8]. 

La propuesta consiste en dos indicadores hemoantropométricos 

que permitan un mayor grado de 

especificidad en la caracterización de poblaciones al 

relacionar: peso, altura, circunferencia abdominal y niveles 

129


basales de triglicéridos y very low density lipids (VLDL) en 

plasma. 

METODOLOGÍA 

Base de Datos 

La base de datos utilizada en esta investigación está 

compuesta 40 sujetos de sexo masculino de tres tipos de 

poblaciones: sedentarios con SM (SCSM), sedentarios sin 

SM (SSSM), deportistas maratonistas a dedicación (DMD) 

con un entrenamiento semanal de 180 a 240 km de 

recorrido. Las características de estas poblaciones son: 

SCSM: 10 sujetos, IMC=34±7 kg/m 2 , edad de 31±7 

años, triglicéridos=223,800±89,236 mg/dL, VLDL= 

37,545±18,381 mg/dL, CAB=113,633±19,351 cm. 

SSSM: 15 sujetos IMC = 23±4 kg/m 2 , edad de 27±4 

años, triglicéridos=100,400±66,555mg/dL, VLDL= 

19,900±13,412 mg/dL, CAB=83,510±10,754 cm. 

DMD: 15 sujetos IMC=21±2 Kg/m 2 , edad de 33±9 

años, triglicéridos 61,067±21,963 mg/dL, VLDL= 

12,213±4,393 mg/dL, CAB=73,067±5,066 cm. 

A cada uno de los sujetos se les tomó un perfil 20, 

perfil lipídico, prueba oral de tolerancia a la glucosa 

(POTG) de cinco puntos (una medición de glucosa e 

insulina en ayunas y cuatro mediciones después de la toma 

de 75 gr de glucosa, en intervalos de 30 minutos). El 

protocolo clínico tuvo una duración total de 120 minutos 

por sujeto [9]. 

factores constituyen porcentajes representativos de las 

variables [10]. 

En el ACS realizado para el presente trabajo, las 

variables numéricas fueron definidas como las mediciones 

bioquímicas y antropométricas estandarizadas tomadas en 

cada individuo. Por otro lado, las variables categóricas 

representan la cantidad de individuos pertenecientes a cada 

categoría. Finalmente, los individuos son los sujetos 

pertenecientes a cada población. 

ii. Pruebas de hipótesis 

Para evaluar el nuevo índice, se usaron las pruebas de 

hipótesis estadísticas Mann-Whitney U para encontrar las 

diferencias entre poblaciones, donde un valor de p < 0,01 

se consideró significativo. 

DISCUSIÓN Y RESULTADOS 

Análisis de Correspondencias Simples 

En la figura 1 se muestra el ACS, realizado para 

determinar las relaciones entre los diferentes grupos y 

variables bioquímicas y antropométricas. La representación 

de las variables se hizo de manera categórica, en donde, 

cada una de ellas se caracterizó como normal o alterada, 

tomando como valor de corte los establecidos en la 

literatura [11], los valores se reportan en la Tabla I. 

Procedimiento metodológico 

El procedimiento que se usó para el diseño de los 

índices propuestos consistió en tres fases. En la primera 

fase se estudiaron las variables bioquímicas y 

antropométricas y sus relaciones entre los distintos grupos. 

En la segunda fase, según estas relaciones, fueron 

seleccionadas las variables mejor vinculadas con cada 

grupo, con el fin de determinar la configuración de los 

índices. En la tercera fase, se validaron los índices con la 

base de datos, y se calcularon las diferencias significativas 

entre cada grupo, comparando los índices propuestos con 

los existentes. 

Análisis Estadístico 

i. Análisis de correspondencias simples 

En la fase 1 se realizó un análisis de correspondencias 

simples (ACS). El ACS es una técnica descriptiva que 

permite la representación simultánea de los individuos y las 

variables en el mismo espacio, construye un mapa, y 

caracteriza las principales variables resultantes a partir de 

diferentes perfiles. La presentación gráfica de los 

resultados facilita la percepción e interpretación de los 

datos en un plano bidimensional, en donde los ejes o 

Figura 1. Análisis de Correspondencias Simples de 

todas las variables bioquímicas y antropométricas 

En la figura 2 se puede observar la distribución de los 

sujetos según el tipo de población. Las variables de mayor 

contribución en el factor 2 son el VLDL y triglicéridos 

(tabla III). Las mismas discriminan las nubes de sujetos 

DMD, SSSM y SCSM (figura 2). Estas tres variables se 

pueden apreciar en la figura 1 donde los triglicéridos 

normales (TN) y los triglicéridos alterados (TA) están más 

relacionados con las poblaciones de DMD y SCSM. Lo 

130


mismo se puede observar con los sujetos obesos (OB) y 

normo peso (PN), los cuales fueron discriminados según el 

índice de masa corporal, los sujetos OB están más 

relacionados con la población de SCSM y los PN con los 

sujetos DMD. 

Tabla I. Nomenclatura de las variables categóricas 

utilizadas 

Variable Nomenclatura Valor de corte 

Triglicéridos 

VLDL 

Insulina a los 90 

minutos (I4) 

Insulina a los 0 

minutos(I1) 

Glucosa a los 90 

minutos (G4) 

Glucosa a los 0 

minutos (G1) 

IMC 

ALT (Alanina 

aminotransferasa) 

CAB 

TN= Normales 

TA= Alterados 

VLDLN= Normales 

VLDLA= Alterados 

I4N=Normal 

I4AAlterada 

I1N=Normal 

I1A= Alterada 

G4N=Normal 

G4A= Alterada 

G1N=Normal 

G1A= Alterada 

PN= Peso normal, 

SP=Sobrepeso, 

OB=Obesos, 

OM=Obeso mórbido 

ALTN=ALT normal 

ALTA=ALT alterado 

CABN=Normal 

CABA=Alterada 

T150mg/dL 

VLDL 30 mg/dL 

I4 60μUI/mL 

I1 20μUI/mL 

G4 140 mg/dL 

G1100 mg/dL 

IMC=18-25 Kg/m 2 ; 

IMC=25-29Kg/m 2 ; 

IMC=30-39Kg/m 2 ; 

IMC≥40Kg/m 2 

ALT 40UI/L 

CAB80cm(mujeres) 

por dos razones: Se posicionan mejor en las poblaciones 

que se desea caracterizar, y mantienen la información que 

aporta el IMC. 

 

 

Donde el IMC, es el índice de masa corporal definido 

como la relación del peso entre la altura al cuadrado, CAB 

es la circunferencia abdominal, TG y VLDL son los 

valores de triglicéridos y VLDL en plasma, TG N 

(150mg/dL) es el borde superior considerado como valor 

normal de triglicéridos en la literatura [11] e igualmente 

para VLDL N (30mg/dL). 

Tabla II. Contribución de las variables en los ejes en el 

ACS 

Variable Factor 1(%) Factor 2(%) 

TRIG 3,90 22,98 

VLDL 1,35 26,32 

I1 10,79 0,10 

I2 8,76 12,98 

I3 12,68 8,06 

I4 13,39 5,33 

I5 12,33 0,02 

Tabla III. Valores IMC y del índice cintura talla (ICT) 

Indicadores 

existentes 

IMC 

ICT 

Prom STD Prom STD 

SCSM 34,274 6,677 0,651 0,105 

SSSM 23,300 3,482 0,473 0,059 

DMD 20,908 1,733 0,424 0,026 

Tabla IV. Valores de los índices propuestos en tres 

poblaciones 

Indicadores 

propuestos 

IDM1 

IDM2 

Prom STD Prom STD 

SCSM 70,519 40,476 61,283 44,869 

SSSM 11,518 9,192 11,386 9,163 

DMD 4,622 1,802 4,622 1,802 

Figura 2. Distribución de las poblaciones según los 

factores 

Índices propuestos 

Basados en los resultados del ACS, las variables peso, 

estatura, circunferencia abdominal, triglicéridos y VLDL, 

serán las tomadas en cuenta para la construcción de los 

nuevos índices de disfunción metabólica: IDM 1 y IDM 2 

(ver ecuación 1 y 2). Se tomarán estos cinco parámetros 

Tabla V. Comparación entre las poblaciones para los 

índices propuestos y existentes 

IDM1 IDM2 IMC ICT 

Diferencias significativas p


En la tabla III y V se puede observar que el IMC y el 

ICT no obtienen diferencias significativas en la 

comparación entre los DMD y SSSM (p < 0.01), sin 

embargo en los índices propuestos (tabla IV) sí hay 

diferencias significativas entre los dos grupos. Esto sugiere 

que los índices propuestos donde se incluyen la CAB, 

triglicéridos o VLDL, son más efectivos a la hora de 

discriminar entre las poblaciones de SSSM y DMD. 

Finalmente, los índices propuestos contienen valores de 

triglicéridos, VLDL y CAB, los cuales tienden a ser 

significativamente más altos en los SCSM en comparación 

con los DMD y SSSM (ver METODOLOGÍA-base de 

datos); y además son marcadores de riesgo cardiovascular 

[8]. Por esto, los índices propuestos podrían usarse en un 

futuro no sólo como indicadores de obesidad sino de riesgo 

cardio-metabólico. 

CONCLUSIONES 

El IMC es usado hoy en día para definir peso bajo, peso 

normal, sobrepeso y obesidad en sus diferentes grados, 

según los puntos de cortes propuestos por la OMS en 1998. 

Sin embargo, el IMC tiene limitaciones en lo referente a la 

especificidad, no cuantifica la grasa corporal ni su 

ubicación, tampoco discrimina entre tejido graso y magro. 

Las disfunciones metabólicas que producen SM, 

obesidad y eventualmente diabetes o enfermedades 

cardiovasculares no pueden ser detectadas con los índices 

actuales por si solos. Los índices de disfunción metabólica 

diseñados, IDM 1 y IDM 2, incluyen: altura, peso, 

circunferencia abdominal, triglicéridos y/o VLDL, 

tomando las ventajas del IMC y la CAB para intentar una 

mejor caracterización. Estos índices se probaron en 

poblaciones de DMD, SCSM y SSSM encontrándose 

diferencias significativas entre sujetos deportistas y no 

deportistas sin síndrome metabólico. Estas diferencias no 

fueron observadas en el IMC ni en el índice de cinturatalla. 

Por tanto se concluye que los índices propuestos 

IDM 1 y IDM 2 pueden discriminar entre poblaciones 

deportistas y no deportistas. La inclusión de la CAB, aporta 

mayor especificidad en la discriminación del tejido graso. 

De igual forma, la inclusión de los triglicéridos y VLDL, 

relativamente comunes de medir, podrían aportar 

información sobre disfunción metabólica en aquellos casos 

donde no sea evidente que exista SM. 

Se sugiere a futuro la realización de estudios más 

amplios donde haya un enfoque en la significancia de las 

variables lipídicas y su capacidad de alertar acerca de la 

posible presencia de disfunciones metabólicas que pudiesen 

degenerar en patologías no asociadas directamente al SM u 

obesidad. 


Este trabajo fue realizado gracias al financiamiento de 

decanato de investigación y desarrollo de la Universidad 

Simón Bolívar.S. Wong agradece el patrocinio de la 

SENESCYT, Ecuador. 

REFERENCIAS 

[1] WHO expert consultation (2004): “Appropriate bodymass 

index for Asian populations and its implications 

for policy and intervention strategies”. The Lancet, 

pp. 157-163. 

[2] Grundy S.; Cleeman J.; Stephen D.; Donato K.; Eckel 

R.; Barry F.; Gordon DJ; Krauss, R; Savage P.; Smith 

S.; Spertus J; Costa F. (2005): "Diagnosis and 

Management of the Metabolic Syndrome An American 

Heart Association/National Heart, Lung, and Blood 

Institute Scientific Statement"; AHA/NHLBI 

Scientific Statement; Circulation. 112: pp. 2735-2752. 

[3] Keys A., Fidanza F. y Karvonen M. (1972): Indices of 

relative weight and adiposity. J Chronic Dis. 25: pp. 

329-343. 

[4] Kok P., Seidell JC, Meinders (2004): “The value and 

limitations of the body mass index (BMI) in the 

assessment of the health risks of overweight and 

obesity”; AE; 148(48): pp. 2379-82. 

[5] Report of a WHO Expert Consultation. (2008):”Waist 

Circumference and Waist–Hip Ratio”: WHO Geneva. 

[6] Bellido D.; López M.; Carreira J.; de Luis D.; Bellido 

V.; Soto A.; Luengo L.; Hernández A.; Vidal J.; 

Becerra A.; Ballesteros M. (2013): "Índices 

antropométricos estimadores de la distribución 

adiposa abdominal y capacidad discriminante para el 

síndrome metabólico en población española". Clínica 

e Investigación en Arteriosclerosis.;25(3): pp.105,109 

[7] Valdez R, Seidell JC, Ahn YI, Weiss KM. (1993): “A 

new index of abdominal adiposity as an indicator of 

risk for cardiovascular disease. A crosspopulation 

study”. Int J Obes Relat Metab Disord. 17(2): pp. 77- 

82. 

[8] Earl S. Ford; Leah M. Maynard; Chaoyang Li. 

(2014):"Trends in Mean Waist Circumference and 

Abdominal Obesity Among US Adults, 1999- 

2012";Journal of the American Medical Association; 

JAMA.;312(11):1151-1153. 

[9] Severeyn E., wong S., Cevallos J., Passariello, G. y 

Almeida D. (2012): “Methodology for the study of 

metabolic syndrome by heart rate variability and 

insulin sensitivity”. Revista Brasileira de Engenharia 

Biomédica . 28(3): pp. 272 - 277. 

[10] Lebert A. y Piron M. (2000). Statistique Exploratoire 

Multidimensionnelle. Dunod, (3 rd edition), pp. 344- 

346, Paris. 

[11] National Cholesterol Education Program (2002): 

“Third report of the National Cholesterol Education 

Program (NCEP) expert panel on detection, 

evaluation, and treatment of high blood cholesterol in 

adults (Adult Treatment Panel III) Final report”. 

Circulation. 106: pp. 3143–3421. 

132


ANÁLISIS DEL DESFASE TEMPORAL ENTRE LAS SERIES RR Y 

AMPLITUD DE LA ONDA R EN EPISODIOS DE APNEA-BRADICARDIA 

Luis Landaeta 1 , Miguel Altuve 2 , Alain Beuchée 3,4,5 , Patrick Pladys 3,4,5 , Alfredo I. Hernández 3,4 

1 Grupo de Bioingeniería y Biofísica Aplicada, Universidad Simón Bolívar, Caracas, Venezuela 


3 Université de Rennes 1, LTSI, Rennes, France 

4 INSERM, U1099, Rennes, France 

5 Pôle Médico-Chirurgical de Pédiatrie et de Génétique Clinique, Néonatologie, Rennes, France 

e-mail: landaetaluis92@gmail.com 

RESUMEN 

La repetición de episodios de apnea-bradicardia del neonato prematuro puede conllevar a complicaciones a mediano y largo 

plazo si éstos no son detectados rápidamente o no se toman a tiempo las acciones terapéuticas apropiadas. Recientemente han 

sido propuestos varios enfoques basados en técnicas de aprendizaje automático para mejorar la detección de estos episodios; 

sin embargo, el desempeño de detección tiende a degradarse cuando se combinan las variaciones en el intervalo RR con la 

amplitud de la onda R. En este trabajo se propone cuantificar el desfase temporal entre las series RR y la amplitud de la onda 

R, relacionado con la aparición del episodio de apnea-bradicardia, mediante la correlación cruzada entre estas señales. Los 

resultados obtenidos muestran que existe un desfase de 3, 416 ± 3, 981 s entre estas señales y que pudiera ser usado para 

incrementar el desempeño de la detección usando los enfoques previamente propuestos. 

Palabras Clave: Correlación Cruzada, Procesamiento Digital de Señales Fisiológicas, Apnea-Bradicardia, Electrocardiograma. 

INTRODUCCIÓN 

Los neonatos prematuros están expuestos a presentar episodios 

de apnea-bradicardia, pausas respiratorias seguidas de 

una reducción significativa de la frecuencia cardíaca, asociados 

con la inmadurez del sistema nervioso autónomo. La repetición 

de estos episodios está relacionada con el grado de 

prematuridad del neonato (peso y edad gestacional) y puede 

afectar gravemente la oxigenación y la perfusión tisular a corto 

plazo así como afectar el desarrollo neuromotor del neonato 

a mediano y largo plazo [1]. Esta condición puede complicarse 

aún más en presencia de infecciones, hipoxia o una patología 

intracranial. La aparición de estos episodios es difícil de 

predecir debido a las complejas interacciones entre los sistemas 

respiratorio, circulatorio y nervioso autónomo, así como 

el rápido aumento de la madurez del neonato prematuro. 

Dependiendo del grado de prematuridad, en las unidades 

de cuidados intensivos neonatales (UCIN) los neonatos 

prematuros son continuamente monitoreados usando diversos 

monitores electrónicos con el fin de detectar la apneabradicardia, 

entre otras patologías, y aplicar inmediatamente 

el tratamiento apropiado (estimulación manual, ventilación 

por mascarilla, entubación, . . . ) para detenerlas y evitar las 

complicaciones asociadas a una bradicardia profunda (de larga 

duración). No obstante, los detectores convencionales usados 

en las UCIN para detectar las apneas-bradicardias generalmente 

tienen una baja sensibilidad (baja capacidad de detectar 

el evento) y la detección se produce con un retardo importante, 

lo que conlleva a su vez se en un tiempo de intervención 

tardío por parte del personal médico [2]. 

Los episodios de apnea-bradicardia son detectados comúnmente 

a partir de la comparación instantánea de la amplitud 

del intervalo RR (duración del ciclo cardíaco) con respecto 

a umbrales fijos o relativos [3]. No obstante, otras características 

extraídas del electrocardiograma, tales como la 

duración del complejo QRS y la amplitud de la onda R, han 

mostrado cambios en sus dinámicas antes del inicio de la bradicardia 

[4], información que pudiera ser utilizada para mejorar 

el desempeño de la detección de estos episodios. 

Varios enfoques basados en técnicas de aprendizaje automático 

han sido propuestos recientemente con el fin de detectar 

precozmente los episodios de apnea-bradicardia en neonatos 

prematuros [5, 6, 7]. En ese sentido, los enfoques basados 

en modelos Markovianos y semi-Markovianos ocultos no solo 

133


presentan un desempeño de detección superior a los detectores 

comerciales usados en las UCIN sino que el instante de 

detección se produce con un menor retardo al presentado por 

los detectores comerciales [5]. Sin embargo, se ha observado 

que cuando la serie de tiempo RR es combinada con las series 

de tiempo correspondientes a la amplitud de la onda R y a la 

duración del complejo QRS, el desempeño de la detección de 

los episodios de apnea-bradicardia basado en modelos semi- 

Markovianos ocultos tiende a degradarse [8]. 

Este trabajo representa la continuación de los enfoques 

previamente mencionados y tiene como objetivo principal 

realizar el análisis de la correlación cruzada entre la serie de 

tiempo RR y la serie amplitud de la onda R durante los episodios 

de apnea-bradicardia de neonatos prematuros, con el fin 

de verificar la existencia de un desfase en el tiempo entre estas 

series de tiempo, que esté relacionado con la aparición del episodio 

de apnea-bradicardia. La existencia de un desfase en el 

tiempo entre estas series pudiera ser utilizado en los enfoques 

de detección previamente propuestos para mejorar el desempeño 

de detección de los episodios de apnea-bradicardia. 

En la siguiente sección se describen la base de datos utilizada 

en este trabajo y la metodología empleada para el estudio 

de la correlación cruzada entre las series de tiempo RR y amplitud 

de la onda R. Posteriormente se presentan y analizan los 

resultados obtenidos del análisis de correlación. Finalmente se 

exponen las conclusiones del trabajo y se plantean los trabajos 

a seguir en el área. 

METODOLOGÍA 

Base de datos 

148 series de tiempo (duración = 26, 25±11, 37 minutos) 

correspondientes al intervalo RR (diferencia sucesiva de la 

posición de los picos R) y a la amplitud de la onda R (diferencia 

entre la amplitud máxima de la onda R y el nivel isoeléctrico), 

fueron extraídas del ECG de 32 neonatos prematuros 

que presentaban frecuentes episodios de apnea-bradicardia, 

recluidos en la UCIN del Hospital Universitario de Rennes, 

Francia [4]. Las series de tiempo RR y R AMP (amplitud de la 

onda R) fueron posteriormente remuestreadas uniformemente 

a 10 Hz y normalizadas para tener media cero y varianza 

unitaria. 

233 episodios de apnea-bradicardia fueron anotados manualmente 

por un experto y corregidos posteriormente por 

medio de una interpolación basada en una función sigmoide 

[5]. 

A partir de las 148 series de tiempo RR y R AMP se construyó 

un conjunto de datos conformado por N = 233 segmentos 

de 14 s de duración extraídos de ambas series de tiempo y 

centrados en el inicio del episodio de apnea-bradicardia (7 s 

antes y 7 s después de la anotación de la bradicardia). La figura 

1 muestra un ejemplo de dos series de tiempo RR y R AMP 

(normalizadas) con un episodio de apnea-bradicardia. En esa 

1 E es el operador de la esperanza. 

figura se puede observar la extracción del segmento de 14 s 

a partir de la anotación del episodio de bradicardia realizada 

por el médico especialista. 

Serie Temporal RR Normalizada (adim) 

Serie Temporal Ramp Normalizada (adim) 

8 

6 

4 

2 

0 

− 

2 

−4 

8 

6 

4 

2 

0 

− 

2 

−4 

7 s 7 s 

1050 1100 1150 1200 1250 

Tiempo (s) 

7 s 7 s 

(a) 

1050 1100 1150 1200 1250 

Tiempo (s) 

(b) 

Figura 1. a)Intervalo RR (línea azul) y b) Amplitud de la onda 

R (línea roja) durante un episodio de apnea-bradicardia. Estas 

series están normalizada como se explica en el texto. La línea 

vertical (verde) corresponde a la anotación del inicio de la 

bradicardia. 

Análisis de la correlación cruzada 

Para cada segmento n del conjunto de datos, 

n = 1, . . . , N, N = 233, se determinó la correlación cruzada 

discreta φ n [i] entre las series RR n y R AMPn , como se 

detalla en la ecuación 1, donde i es el retardo aplicado entre 

las series de tiempo para construir el vector de correlación a 

través de la suma iterada sobre j. 1 

φ n [i] = E(RR n [j] R AMPn [j − i]) 

= ∑ j 

RR n [j] R AMPn [j − i] (1) 

Luego, se determinó el desfase temporal τ n para cada seg- 

134


mento n, como se detalla en la ecuación 2. El valor τ n representa 

la muestra i en donde ocurre el máximo de la correlación 

φ n [i]; dado que las series de tiempo fueron remuestreadas a 10 

Hz, cada muestra de τ n está separada 0, 1 s. 

τ n = arg max(φ n [i]) (2) 

i 

Finalmente, se construyó el vector del desfase de tiempo 

τ = [τ 1 , . . . , τ N ] T y se determinó su mediana (˜τ), media (¯τ), 

desviación estándar (σ τ ), asimetría (γ τ , ver ecuación 3) y curtosis 

(β τ , ver ecuación 4). 

[ (τ − ¯τ 

) ] 3 

γ τ = E 

(3) 

σ τ 

RESULTADOS 

[ (τ − ¯τ 

) ] 4 

β τ = E 

σ τ 

En la tabla I se presentan los resultados obtenidos del análisis 

de los datos del vector de desfase en el tiempo τ. La figura 

2 muestra el diagrama de caja del desfase de tiempo obtenido 

y en la figura 3 se observa el histograma del desfase de 

tiempo. 

Tabla I. Resultados del análisis estadístico del desfase en el tiempo 

entre las series RR y R AMP . 

Tiempo (s) 

12 

10 

8 

6 

4 

2 

0 

−2 

−4 

−6 

Indicador Valor 

˜τ 3,100 s 

¯τ 3,416 s 

σ τ 3,981 s 

γ τ 0,214 

β τ 1,992 

Desfase Temporal RR−RAMP 

Figura 2. Diagrama de caja del desfase en el tiempo entre las 

series de tiempo RR y R AMP . 

(4) 

Frecuencia 

40 

35 

30 

25 

20 

15 

10 

5 

−10 −5 0 5 10 

Retardo Temporal (s) 

Figura 3. Histograma del desfase en el tiempo entre las series de 

tiempo RR y R AMP . 

DISCUSIÓN 

Los resultados presentados en la tabla I indican una tendencia 

de concentración de los datos para valores positivos, 

mayores que la media, lo cual se refleja equivalentemente en 

las figuras 2 y 3. La desviación estándar (σ τ = 3, 981) presenta 

un nivel alto de esparcimiento de los datos; no obstante, 

la mayor concentración de los datos internos al intervalo de 

incertidumbre son positivos. La relación entre la desviación 

estándar y el intervalo de duración de los segmentos extraídos, 

será ampliamente estudiada en trabajos posteriores. 

Un valor de asimetría de γ τ = 0, 214 señala una mayor, 

aunque no marcada, concentración de los datos por encima de 

la media (asimetría positiva), lo cual refuerza la presencia del 

desfase temporal en el inicio del evento de apnea-bradicardia. 

Por otro lado, una curtosis de β τ = 1, 992 representa una concentración 

reducida (platicúrtica) de los datos alrededor de la 

media (β τ = 3 para una distribución normal o mesocúrtica). 

De acuerdo a la metodología empleada para cuantificar el 

desfase en las series RR y R AMP , el resultado obtenido indica 

que el inicio del evento de apnea-bradicardia se refleja primeramente 

en la amplitud de la onda R y luego en el intervalo 

RR. 

Este resultado no sólo permite definir al valor de 

τ = 3, 416 ± 3, 981 s como un primer aproximado del desfase 

existente entre el intervalo RR y la amplitud de onda R 

sino que también expone la posibilidad de disminuir el tiempo 

de detección de la aparición del evento de apnea-bradicardia 

en el neonato prematuro. 

CONCLUSIONES 

En este trabajo se realizó un análisis de correlación cruzada 

entre las series de tiempo correspondientes al intervalo RR 

y a la amplitud de la onda R, con el fin de encontrar un desfase 

135


en el tiempo en estas señales que pudiera estar asociado a la 

aparición de los episodios de apnea-bradicardia en neonatos 

prematuros. 

Se analizaron 233 segmentos de 14 segundos de duración, 

con datos de intervalo RR y amplitud de la onda R, centrados 

en el inicio del episodio de apnea-bradicardia, y se encontró 

que estas señales no se encuentran en fase en el tiempo durante 

los episodios de apnea-bradicardia. El desfase encontrado 

fue de 3, 416 ± 3, 973, siendo reflejado el episodio de apneabradicardia 

en primer lugar en la amplitud de la onda R y 

luego en el intervalo RR. 

Además, los momentos estadísticos de asimetría y curtosis 

permitieron soportar los resultados gráficos obtenidos, según 

los cuales los datos presentan una forma platicúrtica (baja 

concentración alrededor de la media) y una mayor concentración 

de los datos por encima de la media (asimetría mayor que 

cero). 

Los resultados encontrados en este trabajo están en concordancia 

con trabajos previos [4, 9] en donde se demostró 

que la amplitud de la onda R pudiera ser un indicador precoz 

de los episodios de apnea-bradicardia en neonatos prematuros. 

Los trabajos futuros incluyen el análisis de la correlación 

cruzada para diferentes ventanas de observación y el análisis 

de la correlación cruzada entre el intervalo RR y la duración 

del complejo QRS y entre la amplitud de la onda R y la duración 

del complejo QRS. También se pretende utilizar los valores 

del desfase temporal encontrados para mejorar los detectores 

de apnea-bradicardia basados en modelos Markovianos 

ocultos [5]. 


Este trabajo fue parcialmente financiado por el proyecto 

ECOS NORD V14S02. 

REFERENCIAS 

[1] F. PilleKamp, C. Hermann, T. Keller, A. von Gontard, A. 

Kribs, and B. Roth. Factors influencing apnea and bradycardia 

of prematurity-implications for neurodevelopment. 

Neonatology, 91(3):155-161,2006. 

[2] R. Pichardo, J. S. Adam, E. Rosow, J. Bronzino, and 

L. Eisenfeld. Vibrotactile Stimulation System to Treat 

Apnea of Prematurity. Biomedical Instrumentation and 

Technology, 37(1):34-40, 01 2003. 

[3] J. Cruz, A. Hernández, S. Wong, G. Carrault, and A. Beuchee. 

Algorithm fusion for the early detection of apneabradycardia 

in preterm infants. In Computers in Cardiology, 

2006, pages 473-476. IEEE, 2006. 

[4] M. Altuve, G. Carrault, J. Cruz, A. Beuchée, P. Pladys, 

and A. I. Hernandez. Multivariate ECG analysis for 

apnoea-bradycardia detection and characterisation in preterm 

infants. International Journal of Biomedical Engineering 

and Technology, 5(2):247-265, 2001. 

[5] M. Altuve, G. Carrault, A. Beuchée, P. Pladys, and A. I. 

Hernández. Online apnea-bradycardia detection based on 

hidden semi-Markov models. Medical & biological engineering 

& computing, 53(1):1-13, 01 2015. 

[6] S. Masoudi, N. Montazeri, M. B. Shamsollahi, D. Ge, A. 

Beuchée, P. Pladys, and A. I. Hernandez. Early detection 

of apnea-bradycardia episodes in preterm infants based 

on couple hidden Markov model. In Signal Processing 

and Information Technology (ISSPIT), 2013 IEEE International 

Symposium on, pages 000243-000248. IEEE, 

IEEE, 12 2013. 

[7] D. Ge, G. Carrault, and A. Hernández. Online Bayesian 

apnea-bradycardia detection using auto-regressive 

models. In Acoustics, Speech and Signal Processing 

(ICASSP), 2014 IEEE International Conference on, pages 

4428-4432. IEEE, 2014. 

[8] M. Altuve. Détection multivariée des épisodes d’apnéebradycardie 

chez le prématuré par modèles semimarkovien 

cachés. PhD thesis, Université de Rennes 1, 

2011. 

[9] M. Altuve, G. Carrault, J. Cruz, A. Beuchée, P. Pladys, 

and A. I. Hernandez. Analysis of the QRS complex 

for apnea-bradycardia characterization in preterm infants. 

In Engineering in Medicine and Biology Society, 2009. 

EMBC 2009. Annual International Conference of the 

IEEE, pages 946-949. IEEE, IEEE, 09 2009. 

136


DISPOSITIVO BASADO EN PSoC PARA MEDICIÓN DE SEÑALES 

ELECTROMIOGRÁFICAS Y DE ACELERACIÓN EN ATLETAS 

R.Montes 1 , F.Sirit 2 , C. Murillo 2 

1 

Universidad Politécnica Territorial de Falcón Alanso Gamero 

2 

Universidad Experimental Francisco de Miranda 

email: tesisray@gmail.com 

RESUMEN 

Con el transcurrir de los años se ha incrementado el uso de la tecnología para mejorar las técnicas de entrenamiento. Esta 

realidad no escapa del boxeo donde los atletas deben estar en continuo entrenamiento ejecutando técnicas de defensa para su 

buen desempeño. En este trabajo propone un dispositivo basado en la tecnología de PSoC donde captura señales 

electromiográficas y la aceleración del movimiento en ese instante, para luego ser transmitida a la computadora para 

propósitos de depuración. El dispositivo consta de 4 canales, lo cual cada uno se le realiza una preamplificación de ganancia 

400, cada señal es multiplexada y luego filtrada con parámetro (6Hz-500Hz), para finalmente pasar por el convertidor 

análogo-digital con frecuencia de muestreo de 2kHz. Las pruebas realizadas se obtuvieron señales con un nivel de 

interferencia producto de la comunicación RS232, esto es solucionado con la ayuda de Matlab donde la señal es 

descontaminada de ruido. 

Palabras claves: boxeo, electromigrafía, aceleración, PSoC. 

INTRODUCCIÓN 

Con el transcurrir de los años se ha incrementado el uso 

de la tecnología para mejorar las técnicas de entrenamiento. 

Estos avances tecnológicos han permitido a los atletas 

obtener mejores condiciones físicas y por ende, resultados 

más favorables en las competencias donde participan. 

Esta realidad no escapa del boxeo donde los atletas deben 

estar en un continuo entrenamiento ejecutando técnicas de 

defensa y ataque requeridas para su buen desempeño. 

Al estudiar el comportamiento de las señales 

bioeléctricas capturadas sobre músculos específicos en el 

momento en que el boxeador realiza un movimiento de 

ataque se puede determinar la intensidad de la contracción 

muscular así como la aceleración instantánea con la que se 

efectúa el golpe. El estudio de estas señales permitirá luego 

corregir y mejorar las distintas técnicas de golpeo 

maximizando de este modo el rendimiento del atleta. 

En la figura 1 se observa una señal electromigráfica 

(EMG) típica del tríceps de un atleta capturada mediante 

electrodos superficiales. Cuando el atleta realiza 

movimientos se producen ráfagas aleatorias de voltaje cuya 

intensidad y duración está dada por la naturaleza de la 

contracción. Durante los periodos de relajación o descanso 

la línea base no debería ser más alta que 3 a 5 uV [1]. Estas 

señales aleatorias en general pueden llegar hasta los 5 mV en 

atletas y típicamente el rango de frecuencia esta entre 6 y 500 

Hz, mostrando las frecuencia con poder entre 20 y 150hz [1]. 

Figura 1. Señal EMG capturada del tríceps de un atleta 

mediante electrodos superficiales 

En [2] se realizó un estudio del comportamiento de las 

extremidades superiores, basándose en la respuesta de 

determinados músculos. En esta investigación se obtuvo una 

metodología para el reconocimiento de patrones de 

movimiento a partir de señales electromiográficas (EMG) 

del sistema fisiológico brazo–antebrazo, el cual parte del 

diseño y construcción de un sistema de instrumentación para 

la captación de señales electromiográficas. 

A través de un estudio realizado pudo estimarse la 

velocidad de los movimientos básicos de la mano usando 

redes neuronales artificiales a partir del sensado de la 

actividad electromiográfica del antebrazo [3]. Para la 

implementación del algoritmo propuesto fue necesario 

adaptar un modelo funcional de laboratorio para la medición 

de la velocidad, usando procesamiento digital de imágenes, 

presentando un error bajo en la medición de velocidad. 

En [4] se describe el diseño e implementación de un 

electromiógrafo capaz de capturar y procesar señales 

eléctricas de los músculos tomadas en la superficie de la piel. 

Este equipo consta de una etapa de acondicionamiento de la 

señal (amplificación y filtrado), seguida por la digitalización, 

procesamiento de la señal y transmisión de datos por medio 

de USB. 

137


Por otra parte, los Sistemas Programables en un Chip 

(PSoC) son una tecnología introducida por Cypress 

MicroSystems [5] que permite abaratar los costes totales de 

los sistemas basados en microprocesadores. Esto tecnología 

permite crear sistemas completos que incluyan componentes 

analógicas y digitales dentro de un único componente. 

En este trabajo se diseña e implementa un dispositivo 

basado en el chip PSoC CY8C29466 [6] capaz de capturar 4 

canales de señales electromiografícas como pueden ser las 

provenientes de los músculos del tríceps y el hombro de un 

boxeador. Para la captura de estas señales se emplearon 

electrodos superficiales del tipo pediátrico usados en 

estudios de electrocardiografía. Adicionalmente se 

contempla en el diseño la captura de señales de aceleración 

del puño del atleta con ayuda del chip MPU6050 [7] con 

interface de conexión SPI. Las muestras capturadas se 

almacenan en una tarjeta del tipo SD para su posterior 

procesamiento al mismo tiempo que se envían en tiempo real 

a la computadora mediante interface serial con fines de 

depuración. 

METODOLOGÍA 

DIAGRAMA GENERAL 

Tratando de lograr un balance entre prestación y precio 

se propone una arquitectura multiplexada como la mostrada 

en la figura 2 para la adquisición de las distintas señales. 

La primera etapa consiste en un amplificador 

de instrumentación (AI) por cada canal, en este caso 4 

canales. Esta etapa amplifica la señal diferencial captada 

por los electrodos ubicados sobre los músculos del atleta al 

mismo tiempo que reduce los efectos del ruido común a 

ambas entradas. 

realizándose a su salida funciones de filtrado y 

amplificación. Primeramente la señal pasa a través de un 

filtro pasa-alto que elimina el nivel de corriente directa de la 

etapa anterior, a la vez que amplifica la señal al nivel 

necesario para su posterior conversión análogo-digital. 

Luego, la señal pasa a través de un filtro pasa-bajo 

antialiasing limitándola en banda y que posteriormente es 

convertida a su versión digital mediante un conversor 

análogo-digital. Por otra parte, un chip dedicado registra la 

señal de aceleración, la cual es enviada mediante interface 

SPI al procesador. Todas las muestras capturadas son 

almacenadas en tiempo real en una tarjeta de memoria flash 

del tipo SD para su posterior procesamiento. 

Adicionalmente, se incorpora una interface de comunicación 

serie para la transmisión de datos a la computadora con fines 

de depuración. 

En la figura 2 se señalan los distintos componentes a 

implementar con la tecnología PSoC. 

IMPLEMENTACIÓN 

Alimentación y referencia: Los dispositivos de la familia 

PSoC permiten voltajes de alimentación en el rango de 3.3V 

a 5V. En este diseño se ha decidido usar el mayor voltaje 

puesto que favorece el comportamiento ante el ruido, lo cual 

es requerido al trabajar con señales débiles como las 

electromiográficas. Por cuestiones de simplicidad y precio se 

decide usar una única fuente de alimentación unipolar que en 

una implementación final podría basarse en un regulador de 

voltaje lineal alimentado por baterías. Para el trabajo con 

señales bipolares se genera una tierra analógica artificial 

dentro de PSoC, la cual es enrutada hacia el exterior de este 

para que pueda ser utilizada por los AI y el resto del sistema. 

En este caso se propone usar la referencia interna Vdd/2 +/- 

Vdd/2. 

Preamplificación: Debido a los bajos niveles de voltaje de 

las señales proveniente de los electrodos y los altos niveles 

de ruido que pudieran generarse por fuentes externas, se 

propone utilizar AIs externos al PSoC con una alta razón de 

rechazo al modo común. En este caso se emplean 

amplificadores AD620, capaces de funcionar con voltajes 

tan bajos como +/- 2,3 V, lo cual queda dentro del rango de 

alimentación del PSoC (5 V). La ganancia de los AI es 

configurada mediante un resistor a 400. Dicho valor permite 

lograr un elevado valor de ganancia al mismo tiempo que no 

satura el canal debido al corrimiento de voltaje según las 

pruebas realizadas. 

Figura 2. Diagrama general 

Las salidas de los AI se introducen a un multiplexor 

analógico, a partir del cual se implementa una única cadena 

de acondicionamiento que permite reducir costos, 

138


es a través del bus analógico de la última columna el cual se 

conecta al terminal de salida P02. 

Figura 4. Sistema de filtrado 

Figura 3. Preamplificación con AD620 

Multiplexado: Las salidas de los AI son introducidas a un 

multiplexor analógico implementado con el módulo de 

usuario REFMUX de PSoC que ha sido ubicado en el bloque 

de tiempo continuo ACB01 como puede observarse en la 

figura 3. Este módulo es usado de conjunto con el módulo 

AMUX8 que permite tener acceso a los 8 terminales de P0. 

La salida del multiplexor es conectada al bus analógico de la 

segunda columna el cual a su vez es conectado al terminal 

P05. 

Filtrado pasa-alto: El terminal de salida P05 del multiplexor 

es conectado al terminal de entrada P07, que a su vez se 

conecta con el bloque de tiempo continuo ACB02 donde es 

ubicado un módulo de usuario PGA. Este último se 

concatena con el módulo INVAMP ubicado en ACB03. 

Ambos módulos conforman la parte activa de un filtro pasaalto 

que es complementado mediante una red RC externa 

como es mostrado en la figura 2. Este diseño está basado en 

la nota de aplicación AN2320 [8] y los valores fueron 

calculados a partir de una herramienta de software ofrecida 

por el autor de la misma. Los valores de las componentes son 

R1=500 Ω, R2=100 KΩ, R3=500 KΩ, R4=10 KΩ, 

C1=440nF y C2=220nF. La ganancia total del filtro es -12: 

4 para el módulo PGA y -3 para el módulo INVAMP. 

Multiplicando esta ganancia por la de 400 obtenida en los AI 

se obtiene una ganancia total de 4800. La frecuencia de corte 

calculada es de aproximadamente 6 Hz. La salida del filtro 

Filtrado pasa-bajo: El filtrado pasa-bajo antialiasing se 

consigue mediante un módulo LPF2 conectado a la salida de 

la etapa anterior y ubicado en los bloques de capacitores 

conmutados ASC12 y ASD22. El diseño del mismo se 

realiza a través de las herramientas de diseño ofrecidas en el 

ambiente de desarrollo PSoC Designer usando aproximante 

de Bessel (respuesta plana en la banda de paso) y frecuencia 

de corte de 500 Hz. Se emplea una configuración inversora 

puesto que la señal ya había sido invertida en la etapa 

anterior. 

Conversión análogo-digital: Para una frecuencia máxima 

de la señal de 500 Hz, según el límite de Nyquist debería 

usarse una frecuencia de muestreo teórica de al menos 1 kHz. 

En la práctica deberán usarse frecuencias de muestreo 

mayores, en dependencia de la caída del filtro antialiasing y 

de la resolución de los convertidores utilizados. En nuestro 

caso hemos decidido usar una frecuencia de muestreo 

efectiva de 2 kHz por canal. Como en nuestro diseño se 

contemplan 4 canales el convertidor deberá muestrear a 8 

kHz. 

El conversor análogo-digital se ha ubicado a la salida del 

filtro pasa-bajo en los bloques de capacitores conmutados 

ASC21 y ASD11. Se ha empleado uno del tipo sigma-delta 

por la alta frecuencia de muestreo requerida. Incluso en 

arquitecturas multiplexadas las dos primeras muestras deben 

ser desechadas por lo que se requiere muestrear a una 

frecuencia 3 veces superior, que en nuestro caso sería 8 x 3 

= 24 muestras/s. La salida es en 16 bits sin signo de los cuales 

solo son válidos los 12 menos significativos. 

Transmisión a la computadora: Con fines de depuración 

se ha contemplado la posibilidad de enviar las muestras 

139


capturadas en tiempo real hacia la computadora. Para la 

comunicación se ha escogido la interface RS232 por su 

facilidad de empleo y puesta a punto. Debido a los límites 

impuestos por la norma se ha decidido enviar las muestras de 

un solo canal a la vez a una velocidad de 57600 bits/s, 8 bits 

de datos, sin paridad, un bit de parada, sin control de flujo. 

Para la comunicación se ha empleado el módulo de usuario 

UART de PSoC conectado a los terminales P16 (RX) y P27 

(TX). 

la figura 6. Se emplearon en este caso filtros de tipo notch 

para eliminar la frecuencia de 60 Hz y sus armónicos. Aún 

se mantienen voltajes relativamente altos en la línea base, los 

cuales deberán ser minimizados mediantes técnicas de 

montaje de circuito impreso y apantallamiento en la 

implementación final. En el gráfico a la derecha de la figura 

6 podemos comprobar los datos reportados en la literatura en 

cuanto a ancho de banda y potencia de este tipo de señales. 

Señal de aceleración: Para el registro de la señal de 

aceleración se ha empleado el integrado MPU6050. Este 

envía mediante la interface SPI hacia PSoC 16 bits por 

muestra por cada uno de los 3 ejes de aceleración. El manejo 

de dicho integrado se logra desde PSoC con un módulo de 

usuario SPIM ubicado en un bloque digital de 

comunicaciones. 

Almacenamiento: Para el almacenamiento de las muestras 

se emplea una tarjeta de memoria del tipo SD. Esta es 

manejada desde PSoC mediante interface SPI mediante un 

módulo de usuario SDCard ubicado en un bloque digital de 

comunicaciones. 

RESULTADOS 

La gráfica a la izquierda de la figura 5 muestra la señal 

recibida por la interface serial para dos contracciones 

prolongadas y cuatro breves del tríceps. Como puede 

observarse la señal se encuentra muy contaminada con ruido. 

La parte derecha de esta misma figura muestra una gráfica 

con la densidad espectral de potencia de dicha señal. Pueden 

observarse picos elevados correspondientes a la frecuencia 

de 60 Hz y sus armónicos. 

Figura 5. Señal capturada correspondiente a dos 

contracciones prolongadas y cuatro breves del triceps 

(izquierda). Densidad espectral de potencia (derecha) 

Con el empleo de un osciloscopio y midiendo justo a la 

entrada del conversor análogo-digital pudo corroborarse que 

la introducción de este tipo de ruido se debe 

fundamentalmente a la conexión del dispositivo con la 

computadora mediante la interface RS232. 

También con la ayuda de Matlab la misma señal mostrada 

en la figura 5 fue descontaminada de ruido y es mostrada en 

Figura 6. Señal filtrada eliminando frecuencia de 60 Hz 

y sus armónicos (izquierda). Densidad espectral de 

potencia (derecha) 

Los resultados obtenidos hasta el momento son 

preliminares, aún queda por poner a punto la adquisición de 

las señales de aceleración y el almacenamiento de muestras 

en la tarjeta SD. 

CONCLUSIONES 

Con la implementación de PoSC se puede minimizar el 

diámetro de equipos para aplicaciones biomédicas. En 

cuanto a su arquitectura es muy flexible, ya que permite 

cambiar las configuraciones de los periféricos analógicos y 

digitales según sea la necesidad o si los resultados obtenidos 

no son satisfactorios, estas configuraciones se realizan vía 

software. 

Una de las limitantes al utilizar esta tecnología es que no 

tiene fácil acceso en el mercado de nuestro país. No optante 

la tecnología no es hardware libre, esto repercute en la 

facilidad de obtener una reutilización y adaptación de 

diseños permitiendo así innovar y mejorarlos de forma 

colaborativa. 

REFERENCIAS 

1. Honrad M (2005), The ABC of EMG. A Practical 

Introduction to Kinesiological Electromyography 

2. Aficas E, Baquero J, Suarez E, Reconocimiento de 

patrones de movimiento del sistema fisiológico brazoantebrazo, 

a partir de señales 

140


3. Sandoval C, Villamizar R et al (2010) Estimación de 

velocidad del movimiento de mano usando redes 

neuronales artificiales y mediciones electromiográfica, 

Ingeniería Biomédica vol. 4, 2010, pp 41-56 

4. Rojas W, Santa F (2012), Implementación de un 

electromiográfico con interfaz USB, Tecnura: 

Tecnología y Cultura Afirmando el Conocimiento, 

2012, pp 117-130 

5. Cypress MicroSystem (2014) en 

www.cypress.com/psoc 

6. Cypress MicroSystems (2004), PSoC Mixed-Signal 

Array, Final Data Sheet, Document No.38-12013 Rev. 

G 

7. InvenSense (2013), MPU-6000 and MPU-6050 Product 

Specification rev. 3.4, www.invensense.com 

8. Grygorenko V (2005), Application Note AN2320 Offset 

Compensation for High Gain AC Amplifiers 

141


VARIABILIDAD DE LA FRECUENCIA CARDÍACA DURANTE LA PRUEBA 

ORAL DE TOLERANCIA A LA GLUCOSA EN SUJETOS CON SÍNDROME 

METABÓLICO, SEDENTARIOS Y DEPORTISTAS 

Gilberto Perpiñán 1 , Erika Severeyn 1 , Sara Wong 1,2 , Miguel Altuve 3 

1 Grupo de Bioingeniería y Biofísica Aplicada, Universidad Simón Bolívar, Caracas, Venezuela 

2 Investigador Prometeo, Universidad de Cuenca, Cuenca, Ecuador 


gperpinan@usb.ve, severeynerika@usb.ve, swong@usb.ve, miguel.altuve@upb.edu.co 

RESUMEN 

El estudio de la variabilidad de la frecuencia cardíaca es útil en la evaluación del desempeño del sistema nervioso autónomo y 

para explorar afecciones del sistema cardiovascular. El análisis de la variabilidad de la frecuencia cardíaca se ha utilizado para 

evaluar la respuesta cardíaca de deportistas y para analizar patologías como la diabetes o el síndrome metabólico. La intensión 

del presente trabajo es analizar indicadores temporales, frecuenciales y no lineales de la variabilidad de la frecuencia cardíaca 

en sujetos diagnosticados con síndrome metabólico, sedentarios y deportistas. La particularidad de este estudio radica en que la 

variabilidad de la frecuencia de estos sujetos es analizada durante una prueba oral de tolerancia a la glucosa (POTG) de cinco 

etapas. En ese sentido, el ECG fue adquirido durante los primeros 15 minutos de cada una de las etapas de la POTG. El objetivo 

es comparar los indicadores de la variabilidad de la frecuencia cardíaca entre grupos y entre etapas de la POTG. Los resultados 

obtenidos muestran que los indicadores SDANN, RMSSD y SD2 son estadísticamente diferentes (p < 0,05) entre los pacientes 

con síndrome metabólico y los deportistas. 

Palabras Clave: Variabilidad de la Frecuencia Cardíaca, Análisis Estadístico, Procesamiento Digital de Señales Biomédicas, 

Síndrome Metabólico. 

INTRODUCCIÓN 

La diabetes es una enfermedad que se caracteriza por trastornos 

del metabolismo de los carbohidratos, las grasas y las 

proteínas, como consecuencia de anomalías de la secreción 

o del efecto de la insulina. Con el tiempo, la diabetes puede 

causar complicaciones tales como la neuropatía autonómica 

cardiovascular, disfunción e insuficiencia de diversos órganos 

[1]. 

La diabetes es una enfermedad progresiva, por tanto, existen 

factores que predisponen a su aparición, entre ellos se 

encuentran el síndrome metabólico. El síndrome metabólico 

engloba un conjunto de síntomas (hiperglicemia, obesidad 

central, dislipidemia e hipertensión arterial) que juntos predisponen 

al individuo a sufrir de enfermedades cardiovasculares 

y diabetes [2]. Los sedentarios tienen más probabilidades de 

desarrollar el síndrome metabólico que los deportistas [3]. Tanto 

el síndrome metabólico como la diabetes son problemas de 

salud pública del siglo XXI. 

La variabilidad de la frecuencia cardíaca (VFC) es una 

herramienta muy usada para investigar la función simpática y 

prasimpática del sistema nervioso autónomo. La VFC corresponde 

a las fluctuaciones del ritmo cardíaco alrededor de la 

media del ritmo cardíaco, y puede ser usada como un reflejo 

del sistema de control cardiorespiratorio. En pacientes diabéticos 

se ha observado una reducción de la VFC [4] mientras que 

en maratonistas, además de bradicardia en reposo, se ha observado 

una alta VFC [5]. Por otro lado, las mujeres con síndrome 

metabólico presentan diferencias en la VFC en comparación 

con las mujeres que no presentan esta condición [6]. 

La prueba oral de tolerancia a la glucosa (POTG) es utilizada 

en el diagnóstico de la diabetes. Esta prueba consiste en 

la medición de los valores de glucosa e insulina en ayunas, y 

cuatro mediciones de glucosa e insulina después de ingerir 75 

gr de glucosa en intervalos de 30 minutos. En el análisis de la 

VFC durante una POTG de mujeres embarazadas diagnosticadas 

con diabetes gestacional se observa que la hiperglucemia 

crónica y la hiperinsulinemia alteran la modulación del sistema 

nervioso autónomo [7]. 

El objetivo del presente estudio es analizar la VFC durante 

una POTG de cinco etapas en tres grupos de individuos: pacientes 

diagnosticados con síndrome metabólico, sedentarios 

y deportistas. Para cumplir con este objetivo se adquirió el 

ECG de estos individuos durante cada una de las etapas de la 

142


POTG, con una duración de 15 minutos por etapa. Posteriormente 

se comprobaron indicadores temporales, frecuenciales 

y no lineales de la VFC entre grupos de individuos y entre etapas 

de la POTG con el fin de hallar indicadores que permitan 

caracterizar a estos grupos. 

El resto de este trabajo está organizado de la siguiente 

manera. El siguiente sección se describen la base de datos 

utilizada, las técnicas utilizadas para el estudio de la VFC y 

el análisis estadístico empleado para realizar las comparaciones. 

Luego se presentan y analizan los resultados obtenidos 

sobre estos grupos. Las conclusiones y los trabajos futuros son 

presentados en la última sección del documento. 

METODOLOGÍA 

Base de datos 

La datos usados en esta investigación corresponden a registros 

electrocardiográficos de 40 sujetos que fueron sometidos 

a la POTG de cinco muestras. El ECG consta de 12 canales 

adquiridos simultáneamente a una frecuencia de muestreo de 

1000 Hz y con resolución de 12 bits. La duración de cada 

registro ECG es de 15 minutos y fue adquirido en cada etapa 

de la POTG. 

Los 40 sujetos de la base de datos fueron divididos en tres 

conjuntos de acuerdo a su condición: 

DB1: 15 sujetos con síndrome metabólico. 

DB2: 15 sujetos deportistas. 

DB3: 10 sujetos sedentarios. 

Para mayor información acerca del protocolo clínico y la 

base de datos favor referirse a [8, 9]. 

Análisis de la VFC 

La VFC es analizada a partir de la serie de tiempo RR, la 

cual a su vez es extraída de la señal electrocardiográfica. Los 

complejos QRS del ECG fueron detectados en cada canal usando 

un algoritmo basado en ondículas [10]. Posteriormente, las 

detecciones de cada canal fueron combinadas usando una regla 

tipo votación para decidir sobre la presencia de los complejos 

QRS [11]. 

La serie de tiempo RR fue obtenida como la diferencia 

sucesiva de complejos QRS. Los valores atípicos (outliers) 

provenientes de extrasístoles y artefactos fueron corregidos 

por medio de una interpolación lineal. Luego, la serie de tiempo 

RR fue remuestreada a 2 Hz con el objetivo de obtener una 

serie espaciada uniformemente. 

El análisis de la VFC se realizó usando métodos lineales 

en el dominio del tiempo, de la frecuencia y no lineales. Los 

índices en el dominio temporal corresponden a SDNN (desviación 

estándar de los intervalos RR), SDANN (desviación 

estándar del promedio de los intervalos RR en segmentos de 

5 minutos), RMSSD (raíz media cuadrada de las diferencias 

sucesivas de los intervalos RR), y PNN50 (porcentaje de las diferencias 

entre intervalos RR que son >50ms ). Los índices en 

el dominio frecuencial corresponden a la potencia en la banda 

de baja frecuencia (LF, 0,04 − 0,05 Hz) y alta frecuencia (HF, 

0,15 − 0,4 Hz). 

Para el análisis no lineal se utilizaron los diagramas de 

Poincaré, en donde se grafica cada intervalo RR en función 

del siguiente intervalo RR. Se utilizaron dos descriptores correspondientes 

al ancho (SD1) y a la longitud (SD2) de la 

dispersión de los puntos. SD1 representa la variabilidad de 

corta duración y SD2 la variabilidad de larga duración. 

Todos los indicadores fueron obtenidos usando el software 

MATLAB. 

Análisis estadístico de los datos 

Se utilizó la prueba U de Mann-Whitney para comparar 

las medianas de todas las variables, tanto entre grupos (DB1, 

DB2, DB3) como entre las etapas de la POTG. Un valor de 

p< 0,05 fue considerado como estadísticamente significativo. 

RESULTADOS 

Dos sujetos de la población DB2 fueron excluidos por presentar 

una serie de tiempo RR con muchos falsos positivo y 

falsos negativo. 

La tabla I muestra la media± desviación estándar de los 

valores de los variables analizadas en este estudio, en cada 

etapa de la POTG, para cada grupo. 

Se encontraron diferencias significativas en la variable 

SDANN entre los grupos DB1 y DB2 en la última etapa de la 

POTG (p < 0,053). También se encontraron diferencias significativas 

en el valor RMSSD en las cinco etapas de la POTG 

entre DB1 y DB2. Esta variable también arrojó diferencias 

significativas en la etapa 2 de la POTG entre DB1 y DB3. Por 

otro lado, el descriptor SD2 de Poincaré mostró diferencias 

significativas entre DB1 y DB3 en la 5 etapa de la POTG. 

No se encontraron diferencia significativas entre grupos 

en las variables LF y HF, resultados que se relacionan con 

los presentados en [12]. De igual manera, no se encontraron 

diferencias significativas con las variables SDNN, PNN50 entre 

grupos. No se encontraron diferencias significativas entre 

etapas de la POTG en ninguno de los grupos en estudio 

Las figuras 1, 2 y 3 muestran la dispersión de los intervalos 

RR en un diagrama de Poincaré para un sujeto de cada grupo. 

143


Tabla I. Indicadores de la VFC para las 5 etapas de la POTG para cada grupo. 

Grupo Indicador POTG etapa 1 POTG etapa 2 POTG etapa 3 POTG etapa 4 POTG etapa 5 

SDNN 99.6 ±32.8 111.5 ± 40.4 126.4± 52.5 111.2± 41.3 108.1± 38.1 

SDANN 50.3± 21.3 51.8± 17.0 69.1 ±43.1 65.5 ± 58.8 49.6± 20.1 

RMSDD 426.3± 64.4 418.3± 69.1 430.4± 82.7 436.3 ± 83.6 444.2± 75.1 

DB1 LF 115.2±99.2 141.7± 114.8 183.8± 146.4 143.1 ± 103.1 133.6± 108.2 

HF 25.3± 21.8 31.0 ±34.6 53.3± 63.2 28.7 ± 25.8 26.2±29.8 

SD1 29.92±13.9 32.35±16.99 30.91±14.41 29.11±11.86 28.67±14.42 

SD2 89.17±35.81 96.47±42.22 96.92±35.56 83.51±21.31 81.8±26.16 

SDNN 165.5 ±90.1 164.9 ± 74.0 184.6±139.8 181.4±107.6 188.6±131.7 

SDANN 124.8±86.2 99.3± 75.5 130.1 ±126.6 144.1 ± 238.7 115.5± 110.4 

RMSDD 746.5± 366.1 692.8± 303.7 713.9± 332.3 702.5 ± 317.9 676.3± 305.1 

DB2 LF 351.8±505.3 362.8± 552.8 733.3± 1882.9 635.9± 1384.9 633.8±1174.6 

HF 122.7± 185.2 78.1 ±101.4 200.7± 458.3 147.0 ± 314.4 202.7±482.1 

SD1 39.98±30.5 39.92±19.13 50.19±24.61 43.23±21.96 36.2±17.23 

SD2 107.3±57.13 100.6±28.97 119.1±40.45 119.1±45.45 103.3±28.73 

SDNN 123.9±40.4 128.4± 43.6 132.7±34.5 121.2±30.7 128.1±33.4 

SDANN 61.2±28.1 68.3± 39.2 64.6±24.9 59.7± 25.9 45.1± 23.8 

RMSDD 500.5 ± 95.4 533.9 ± 95.5 526.6± 115.9 487.6± 81.5 500.1± 86.2 

DB3 LF 140.2±97.5 154.1± 102.9 186.2±130.2 159.0± 124.6 162.8±130.1 

HF 36.1± 50.9 33.8±26.3 46.3± 69.3 41.0 ± 69.8 36.5±46.8 

SD1 39.98±30.5 39.92±19.13 50.19±24.61 43.23±21.96 36.2±17.23 

SD2 107.3±57.13 100.6±28.97 119.1±40.45 119.1±45.45 103.3±28.73 

1 

SD1: 

SD2: 

24.5 ms 

74.3 ms 

0.85 

SD1: 

SD2: 

13.5 ms 

51.8 ms 

0.95 

0.8 

0.9 

RRn+1 (s) 

0.85 

RRn+1(s) 

0.75 

0.8 

0.7 

0.75 

0.65 

0.7 

0.7 0.75 0.8 0.85 0.9 0.95 1 

RRn (s) 

Figura 1. Diagrama de Poincaré para un sujeto del grupo DB1 

0.6 

0.6 0.65 0.7 0.75 0.8 0.85 

RRn (s) 


144


1.15 

SD1: 

SD2: 

22.7 ms 

61.2 ms 

tados y permitan hacer clasificaciones de sujetos con síndrome 

metabólico y sujetos sin esta condición. 

RRn+1(s) 

1.1 

1.05 

1 


S. Wong agradece el patrocinio de PROMETEO, Secretaría 

de Educación Superior, Ciencia, Tecnología e Innovación, 

Ecuador. 

REFERENCIAS 

0.95 

0.9 

0.85 

0.85 0.9 0.95 1 1.05 1.1 1.15 

RRn(s) 


DISCUSIÓN 

Se encontraron diferencias en varios índices temporales y 

del análisis no lineal de la VFC entre sujetos pertenecientes a 

las poblaciones DB1 y DB2, y entre DB1 y DB3. De acuerdo 

a la tabla I se observa que los indicadores de la VFC en los 

sujetos DB1 están reducidos con respecto a las otras poblaciones. 

Solo los valores RMSSD y un valor SDANN en la quinta 

etapa de la POTG presentaron diferencias significativas entre 

los sujetos DB1 y los demás grupos. 

El valor RMSSD muestra la influencia del sistema nervioso 

parasimpático sobre el sistema cardiovascular. Los valores 

reducidos de RMSSD en sujetos con síndrome metabólico se 

relaciona con hipoactividad parasimpática en estos sujetos. De 

los tres grupos, los indicadores en los sujetos de DB2 mostraron 

los valores más altos. Esto puede asociarse con la actividad 

física que realizan constantemente estos individuos. 

Es conocido que el descriptor SD2 es una medida de la 

variabilidad de larga duración y refleja la activación parasimpática. 

SD2 se muestra disminuido en todas las etapas de la 

POTG pero con diferencias en la última etapa, lo cual puede 

indicar activación disminuida de la función parasimpática. 

CONCLUSIONES 

En este trabajo se analizó la VFC en sujetos con síndrome 

metabólico, maratonistas y sedentarios sin síndrome metabólico. 

Los sujetos con síndrome metabólico presentaron reducción 

en todos los indicadores de la VFC en comparación con 

los otros grupos. El análisis realizado arrojó que los indicadores 

de la VFC SDANN, RMSSD y SD2 permiten diferenciar 

entre los grupos en estudio. 

Los trabajos futuros pueden incluir otros indicadores no 

lineales de la VFC como el análisis de fluctuaciones sin tendencias 

y la entropía aproximada, que complementen los resul- 

[1] Vinik, A. I. et al (2013): Diabetic cardiac autonomic neuropathy, 

inflammation and cardiovascular disease. Journal 

of diabetes investigation, 4(1):4-18. 

[2] Grundy, S. M. (2012): Pre-diabetes, metabolic syndrome, 

and cardiovascular risk. Journal of the American College 

of Cardiology, 59(7):635-643. 

[3] Rennie, K. L. et al (2003): Association of the metabolic 

syndrome with both vigorous and moderate physical activity. 

International journal of epidemiology, 32(4):600-606. 

[4] Koskinen, T. et al (2009): Metabolic syndrome and shortterm 

heart rate variability in young adults. Diabetic Medicine 

26(4):354-361. 

[5] Jensen, K. (1997): Pronounced resting bradycardia in male 

elite runners is associated with high heart rate variability. 

Scandinavian journal of medicine & science in sports, 

7(5):274-278. 

[6] Assoumou, H. et al (2010): Metabolic syndrome and shortterm 

and long-term heart rate variability in elderly free of 

clinical cardiovascular disease: the PROOF study. Rejuvenation 

research 13(6):653-663. 

[7] Weissman, A. et al (2006): Power spectral analysis of heart 

rate variability during the 100-g oral glucose tolerance test 

in pregnant women. Diabetes care, 29(3):571-574. 

[8] Altuve, M. et al (2014): Adaptation of five indirect insulin 

sensitivity evaluation methods to three populations: 

Metabolic syndrome, athletic and normal subjects. In Engineering 

in Medicine and Biology Society (EMBC), 2014 

36th Annual International Conference of the IEEE: pp 

4555-4558. 

[9] Ledezma, C. et al (2014): A new on-line electrocardiographic 

records database and computer routines for data 

analysis. In Engineering in Medicine and Biology Society 

(EMBC), 2014 36th Annual International Conference of 

the IEEE: pp 2738-2741. 

[10] Martínez, J. et al (2004): A wavelet-based ECG delineator: 

evaluation on standard databases. Biomedical Engineering, 

IEEE Transactions on 51(4): pp 570-581. 

[11] Ledezma, F. y Altuve, M. (2015): Fusión de datos para 

detectar complejos QRS en registros electrocardiográficos 

multicanal. V Congreso Venezolano de Bioingeniería, 

Mérida, Venezuela. 

[12] Severeyn, E. et al (2012): Methodology for the study of 

metabolic syndrome by heart rate variability and insulin 

sensitivity. Revista Brasileira de Engenharia Biomédica, 

28(3): pp 272-277. 

145


DISEÑO E IMPLEMENTACIÓN DE UN PROTOTIPO DE SISTEMA TIPO 

HOLTER DE SEÑALES ELECTROCARDIOGRÁFICAS 

F. P. Boet, I. Aguirre, C. S. Gómez. 

Departamento de Control y Automatización, Escuela de Sistemas. Universidad de los Andes. 

e-mail: fatimaboet@gmail.com 

RESUMEN 

Los sistemas para la adquisición de señales electrocardiográficas, han evolucionado según diversas necesidades o 

aplicaciones. En algunos casos, estas necesidades eran de índole económico, de portabilidad y tiempos de funcionamiento, 

dando lugar a la realización de un dispositivo portátil llamado Holter, que permitiera contener cada uno de estos aspectos. 

Este proyecto está orientado a la realización de un dispositivo portátil que permita estudiar las enfermedades cardíacas. Su 

objetivo principal es el diseño, desarrollo e implementación de un sistema de pequeñas dimensiones y bajo costo, capaz de 

realizar un registro de la señal electrocardiográfica. El sistema está formado por una etapa analógica de adquisición 

encargada de capturar la señal y acondicionarla para luego ser digitalizada mediante un convertidor analógico-digital, y 

finalmente, enviarla a un microordenador Raspberry Pi que se encarga de controlar la grabación de las señales en un 

dispositivo de almacenamiento externo. 

Palabras Clave: Adquisición de datos, Conversión analógico-digital, Electrocardiografía, Holter. 

INTRODUCCIÓN 

El análisis de las señales electrocardiográficas y la 

identificación de eventos anormales en registros de 

electrocardiogramas, han sido un campo de investigación de 

gran interés en los últimos años. El estilo de vida acelerado 

en el que se encuentra inmersa la sociedad actual ha sido una 

de las causas para que las enfermedades cardiovasculares 

tengan un mayor impacto entre la población. Es por ello que 

un electrocardiograma es de gran importancia en el área 

cardiovascular, ya que entrega información muy útil acerca 

del funcionamiento del corazón. 

El electrocardiograma (ECG), es una representación 

gráfica de la actividad eléctrica del corazón que ofrece 

información acerca del estado del músculo cardíaco. Esta 

representación consiste en una línea de base con varias 

deflexiones y ondas. El origen de esta representación se 

encuentra en las células del músculo cardíaco, las cuales 

pueden ser excitadas eléctricamente, produciéndose de esta 

manera un transporte de iones a través de su membrana, lo 

cual induce un potencial eléctrico variable en el interior y en 

el exterior [1]. 

El electrocardiograma ambulatorio o Holter, es una de las 

diferentes técnicas que utilizan los médicos cardiólogos para 

el estudio de sus pacientes además del electrocardiograma 

clásico. Este tipo de dispositivo, se utiliza para capturar las 

señales del ECG de un paciente por un lapso de 24 o 48 

horas mediante las cuales el individuo realiza sus actividades 

cotidianas en forma normal. 

Actualmente, los registradores Holter son dispositivos 

compactos, ligeros y robustos, ya que graban en memoria de 

estado sólido y pueden llegar a pesar tan sólo 78 gramos, lo 

que ha sido un tema de gran interés para propulsar varios 

trabajos de investigación universitarios y particulares, con un 

incremento significativo en la mejora y modernización de 

este instrumento. 

En efecto, Cardona et al. [2] desarrollaron un proyecto 

titulado “Sistema para la adquisición de señales 

electrocardiográficas utilizando matlab", en donde se 

presenta un sistema para la obtención de nueve derivaciones 

de un electrocardiograma utilizando una herramienta para la 

adquisición de datos de Simulink, conectando la etapa de 

instrumentación con el software Matlab a través de una 

tarjeta de adquisición de datos (TAD). 

Por su parte, Álvarez [3] en su artículo titulado “Sistema 

informático para análisis de cardiopatía Holter", construyen 

un prototipo de electrocardiograma ambulatorio de un canal 

de adquisición de señales, utilizando un convertidor 

analógico-digital (A/D) para transformar la señal y enviarla a 

un computador a través de una TAD. Dugarte et al. [4] 

presentan en el artículo “Certificación del sistema ECGAR 

para su aplicación en centros de salud", la comprobación del 

funcionamiento de un electrocardiógrafo de alta resolución 

desarrollado en la Universidad de los Andes. 

Asimismo, Yapur et al. [5] en su trabajo “Prototipo de 

Holter Digital" muestra un prototipo de Holter construido 

aplicando etapas de filtrado y amplificación, para luego ser 

146


digitalizadas por un microcontrolador PIC y almacenadas en 

un banco de memoria. 

Estos trabajos de investigación en el área cardiovascular 

aunado al alto costo de los equipos comerciales, han 

permitido servir de referencia y orientar a este proyecto al 

desarrollo de un prototipo tipo Holter de pequeñas 

dimensiones y bajo costo, que permita la adquisición, 

acondicionamiento y registro de tres canales de la señal 

electrocardiográfica, introduciendo a este tipo de dispositivo 

un nuevo componente, el microordenador Raspberry Pi. 

El desarrollo de este proyecto se llevará a cabo a partir de 

una etapa analógica inicial, donde se realizará el diseño de 

un circuito diferencial con filtros analógicos que permitan 

acondicionar la señal. Una vez obtenida la señal analógica 

acondicionada y amplificada, se lleva a cabo la conversión y 

almacenamiento digital de la señal electrocardiográfica 

utilizando como dispositivo de control el Raspberry Pi, 

generando así un archivo de texto plano con los valores de la 

señal ECG, en un formato predeterminado. 

Finalmente, el prototipo se construye, uniendo la etapa 

analógica y digital obteniendo como resultado una unidad 

compacta que cumpla con requerimientos de costo y 

dimensión deseados, y se verifica su efectividad mediante 

varias pruebas. 

1. DISEÑO E IMPLEMENTACIÓN DEL SISTEMA 

El diseño del prototipo se basa a partir de dos etapas 

identificadas en el siguiente diagrama de bloques. 

Digitalización 

Adquisición y Acondicionamiento de la señal 

Amplificador de 

Instrumentación 

Convertidor 

A/D 

MCP3008 

Raspberry Pi 

(Almacenamiento 

en memoria) 

Filtro Pasa 

Banda 

Filtro Notch 

Figura 1. Diagrama de bloques de adquisición y 

acondicionamiento de la señal ECG 

A partir de este diagrama se diseña un circuito 

conectando cada una de las etapas en cascada, generando el 

acondicionamiento, amplificación y filtrado a las 

derivaciones I, II y III. El microordenador digitaliza la señal 

y se encarga de la comunicación con el dispositivo de 

almacenamiento, valiéndose del protocolo SPI. 

amplificador de instrumentación a través de electrodos. El 

amplificador de instrumentación utilizado es el AD620AN el 

cual se caracteriza por tener una alta relación 

costo/desempeño, alta precisión y uso fácil, ya que permite 

calibrar la ganancia mediante una resistencia externa, 

obteniendo ganancias desde 1 hasta 10.000. 

En esta etapa se lleva a cabo una pre-amplificación de la 

señal ECG relativamente pequeña, puesto a que no se deben 

utilizar ganancias altas ya que al amplificar la señal 

bioeléctrica también se amplifica el ruido presente en la 

misma, y al final del proceso obtener una señal no adecuada. 

Para efectos de esta aplicación se utilizó una ganancia inicial 

de 16. El circuito del amplificador de instrumentación se 

puede observar en la Figura 2. 

Figura 2. Amplificador de Instrumentación AD620AN 

La señal electrocardiográfica amplificada es aplicada a 

los filtros con el fin de atenuar el potencial no deseado que 

afecta su comportamiento. 

 

Filtrado 

En las señales ECG el filtrado se hace principalmente 

para eliminar interferencias y ruidos en bandas de 

frecuencias muy cercanas a las frecuencias de interés, 

conjuntamente con el requerimiento de que la señal original 

sea distorsionada en el menor grado posible. Los filtros 

aplicados en el circuito están compuestos por un filtro pasa 

banda y un filtro Notch. 

El filtro pasa banda consiste en un filtro pasa alto y un 

filtro pasa bajo trabajando juntos para dejar pasar un rango 

de frecuencias determinadas [6]. En el prototipo diseñado el 

rango de frecuencias de interés se encuentra entre 0,05 Hz a 

100 Hz, de acuerdo a normas internacionales. 

El filtro pasa alto utilizado es el tipo Butterworth de 

segundo orden y topología Sallen-Key, con una frecuencia 

de corte de 0,05 Hz. Seguido de un filtro pasa bajo de la 

misma configuración del anterior, diferenciándose de éste en 

la frecuencia de corte de 100 Hz. Por lo tanto, el filtro pasa 

banda corresponde a un tipo Butterworth de topología 

Sallen-Key de cuarto orden, el cual se observa en la Figura 

3. 

1.1. Adquisición y acondicionamiento de la señal 

El proceso de adquisición comienza cuando los 

potenciales generados desde el corazón se aplican al 

147


Figura 3. Filtro Butterworth pasa banda 

Luego de limitar la señal ECG dentro del rango de 

frecuencias seleccionado se aplica un filtro Notch con 

frecuencia de corte en 60 Hz, el cual tiene como principal 

propiedad una marcada atenuación en una frecuencia 

localizada. Este tipo de filtro se aplica para eliminar 

cualquier tipo de interferencia eléctrica o algún tipo de ruido 

que genere un componente electrónico en contacto con el 

usuario. El diseño esquemático del filtro se muestra en la 

Figura 4. 

procesador gráfico (GPU), y 512 MB de memoria RAM. 

Además contiene un conector de GPIO (General Purpose 

Input/Output) de 26 pines que representan una interfaz física 

entre el Raspberry Pi y el mundo exterior que pueden ser 

programados por el usuario. 

Ya que el microordenador utilizado no cuenta con un 

convertidor analógico-digital interno que permita interpretar 

las entradas analógicas obtenidas a través del GPIO, se 

añadió a los componentes un convertidor analógico-digital 

(ADC) que permita realizar este trabajo. 

El convertidor utilizado es el modelo MCP3008, un ADC 

de 10 bits que permite una fácil transferencia de datos. Este 

dispositivo convierte el voltaje de entrada variante entre 0 - 5 

V a una lectura digital de 0 – 1023 (2 10 -1). La comunicación 

entre el ADC y el Raspberry Pi se realiza mediante 

hardware SPI que es un protocolo serie síncrono. 

2. RESULTADOS 

2.1. Descripción del prototipo 

Luego del proceso de diseño e implementación del 

prototipo Holter en cuanto a hardware y software, se obtuvo 

un dispositivo de monitorización de la señal ECG de tres 

derivaciones, que son procesadas por el microordenador 

Raspberry Pi y almacenadas en una tarjeta microSD o 

memoria USB (Pendrive). Las características del prototipo 

se describen a continuación. 

Figura 4. Filtro Notch 

Una vez obtenida la señal electrocardiográfica libre de 

ruidos e interferencias se realiza una amplificación final con 

el fin de complementar la pre-amplificación al inicio de la 

adquisición y llevar la señal electrocardiográfica a una 

escalada en que esta pueda ser aún más visible, para su 

posterior análisis. Para este proceso se diseñó una 

configuración de amplificador no inversor, con el objetivo de 

amplificar la señal ECG sin invertir su polaridad llevando la 

señal a la escala de voltios. 

1.2. Digitalización 

Una vez adquirida y acondicionada la señal 

electrocardiográfica, esta pasa por un proceso de 

digitalización para su posterior almacenamiento. Para ello se 

utilizó un microordenador vanguardista de bajo costo 

llamado Raspberry Pi, el cual además de procesar la señal 

cumple con los requisitos de dimensión, ya que es de poco 

volumen e incluye en su placa un adaptador de memoria SD 

y un puerto USB, para almacenar la señal ECG adquirida. 

El Raspberry Pi es un computador del tamaño de una 

tarjeta de crédito, incluye un System-on-a-chip Broadcom 

que contiene un procesador central (CPU) a 700 MHz, un 

Tabla I. Características físicas del prototipo 

Características físicas 

Largo: 12,5 cm 

Dimensiones 

Ancho: 9,9 cm 

Alto: 5 cm 

Consumo de corriente 

727,95 mA 

Respuesta en frecuencia 0,05 Hz a 100 Hz 

Filtro Notch 60 Hz 

Comunicación Memoria microSD, USB. 

Frecuencia de muestreo 

360 Hz 

Archivo de texto plano 

Descarga de datos almacenado en un 

dispositivo de 

almacenamiento externo. 

Costo 205,144 $ 

En la Figura 5 se muestra la implementación física del 

prototipo Holter, el cual consta de tres tarjetas electrónicas: 

una tarjeta que realiza la adquisición y acondicionamiento de 

las tres derivaciones (a), otra para la fuente de alimentación, 

digitalización y comunicación con el GPIO del 

microordenador (b) y por último, la placa electrónica del 

Raspberry Pi (c). 

148


actuales, cumpliendo con los requerimientos planteados en el 

proyecto. 

CONCLUSIONES 

(a) 

(b) 

(c) 

Figura 5. Tarjetas electrónicas del prototipo Holter 

2.2. Discusión de resultados 

El dispositivo capta las señales recibidas a través de los 

electrodos con una frecuencia de muestreo de 360 Hz, las 

procesa y almacena en un archivo de texto plano con un 

formato predeterminado. Para ello, el prototipo es capaz de 

detectar que dispositivo de almacenamiento tiene acoplado 

para realizar la escritura del archivo. En la Figura 6 se 

muestra una aplicación gráfica diseñada en Python, con la 

visualización de las derivaciones bipolares DI, DII y DIII 

capturadas por el prototipo Holter construido. 

El tratamiento de ruidos e interferencias en la señal 

electrocardiográfica y la importancia que representa obtener 

una seña limpia en el área de diagnóstico cardiovascular, fue 

el principal enfoque de este proyecto, basándose de estos 

argumentos para obtener un circuito electrónico que permite 

la adquisición simultánea de tres derivaciones de señales 

ECG, conservando en un buen porcentaje su estructura 

original y eliminando gran parte de ruidos e interferencias 

que afectan su comportamiento. Para lograr estos resultados, 

se hizo un estudio previo de los componentes a utilizar y su 

respectivo rendimiento. Además, se tomó en cuenta para la 

selección de los componentes, que estos cumplieran con los 

requisitos de costo y dimensión, obteniendo así un 

dispositivo de poco volumen y de muy bajo costo en relación 

a los existentes en el mercado actual. Por otra parte, al 

utilizar un microordenador como el Raspberry Pi con 

grandes cualidades como el almacenamiento directo de los 

datos adquiridos, abre el campo para realizar futuras 

modificaciones y explorar aún más las bondades de éste 

pequeño ordenador. 

REFERENCIAS 

Figura 6. Derivaciones registradas por el prototipo 

Los resultados obtenidos a partir de pruebas realizadas en 

varios usuarios con el prototipo Holter, han demostrado el 

buen funcionamiento del dispositivo ya que elimina en gran 

porcentaje las interferencias y ruidos que afectan a la señal 

electrocardiográfica obteniendo unas señales con buena 

visualización y permitiendo observar claramente todas las 

ondas componentes de la señal electrocardiográfica. Se 

puede constatar que para obtener buenos resultados influye 

principalmente la correcta ubicación de electrodos en el 

paciente. Con esta investigación se realizó una mejora en 

relación a otros dispositivos electrocardiográficos existentes, 

ya que contiene un microordenador incluido que abre el 

campo a diversas modernizaciones, punto considerado en 

futuras modificaciones. Aunado a esto se logró un prototipo 

de bajo costo en comparación con los equipos comerciales 

[1] Fetecua, J.G. y Rodríguez, A.L. (2006): Caracterización 

y clasificación de señales electrocardiográficas con métodos 

no lineales y wavelets adaptativas, Trabajo de Grado, 

Universidad Tecnológica de Pereira. 

[2] Cardona, P., Mayoral, V. y Muñoz, A. (2010): Sistema 

para la adquisición de señales electrocardiográficas usando 

matlab. 

[3] Álvarez, J., Herrera, J. y. P. P. (2010): Sistema 

informático para análisis de cardiopatía Holter. 

[4] Dugarte, N., Medina, R., Rojas, R. y Álvarez, A. (2010): 

Certificación del sistema ECGAR para su aplicación en 

centros de salud. 

[5] Yapur, M., Briones, J. y Guardado, G. (2013): Prototipo 

de Holter digital. 

[6] Coughlin, R. y Driscoll F. (1999): Amplificadores 

Operacionales y Circuitos Integrados Lineales, Editorial 

Prentice Hall, pp.214-244. 

[7] Muñoz, J. (1997): Comprensión de ECG en tiempo real 

con el DSP TMS320C25, Trabajo especial de grado de 

Maestría, Universidad de Valencia. 

[8] Distasio, A. (2014): Análisis y visualización de señales 

eectrocardiográficas, Trabajo de Grado, Universidad de los 

Andes. 

[9] Pérez, P., Carrión, P., J., García, J. y Ibáñez, J. (2007): 

Procesado de señales biomédicas, Ciencia y técnica, 

Ediciones de la Universidad de Castilla-La Mancha. 

149


DESCOMPOSICIÓN DE KARHUNEN-LOÈVE DE REGISTROS 

ELECTROCARDIOGRÁFICOS ABDOMINAL MATERNO 

Miguel Altuve 1 , Philip Warrick 2 


2 PeriGen Inc., Montreal, Canada 

miguel.altuve@upb.edu.co, philip.warrick@perigen.com 

RESUMEN 

El ECG abdominal materno adquirido durante el embarazo muestra las actividades cardíacas materna y fetal combinadas, por 

lo que es necesario separar estas componentes con el fin de obtener un ECG fetal útil. En el presente estudio, se analizan las 

actividades materna y fetal a través de la descomposición en funciones ortogonales del ECG abdominal materno, mediante la 

transformada de Karhunen-Loève (KL). Se desarrollaron varios clasificadores basados en máquinas de soporte vectorial con el 

fin de detectar la presencia/ausencia de complejos QRS materno y fetal, en segmentos de ECG de 250 ms de duración. Estos 

clasificadores utilizan características extraídas de la descomposición de KL y de las señales ECG. Los resultados muestran que 

un complejo QRS fetal puede ser detectado correctamente cuando éste no se encuentra solapado con un complejo QRS materno 

(sensibilidad de 88,8 % y especificidad de 97,1 %) mientras que el desempeño disminuye cuando ambos complejos QRS se 

encuentran solapados (sensibilidad de 90,7 % y especificidad de 75,9 %). 

Palabras Clave: Descomposición de Karhunen-Loève, Electrocardiograma Fetal Abdominal, Máquinas de Soporte Vectorial, 

Procesamiento Digital de Señales Biomédicas. 

INTRODUCCIÓN 

Durante el embarazo es posible conocer varias características 

del feto así como la evolución de su estado de salud, usando 

diversos dispositivos electrónicos, como la fonocardiografía, 

la cardiotocografía, la magnetocardiografía, la oximetría de 

pulso y el ultrasonido Doppler. Las técnicas no invasivas son 

preferibles para evaluar la condición del feto, ya que son menos 

riesgosas y confortables que las invasivas, sin embargo los 

métodos invasivos suelen ser muchos más precisos y confiables. 

El electrocardiograma (ECG) de superficie es una técnica 

no invasiva rutinaria en la evaluación del estado de salud de 

una persona joven o adulta, pero no es comúnmente utilizada 

durante el embarazo para conocer la condición del feto. 

El análisis del electrocardiograma fetal (fECG, por sus 

siglas en inglés fetal ECG) no es una práctica rutinaria debido 

principalmente a la falta de algoritmos y tecnologías para obtener 

un registro ECG útil y fiable, de una manera no invasiva. 

El fECG puede ser obtenido de manera invasiva únicamente 

durante el parto y es empleado cuando se sospecha de un parto 

complicado, por lo que es necesario asegurarse del buen funcionamiento 

del corazón del feto durante el parto y evitar una 

hipoxemia fetal. Esta técnica riesgosa y complicada consiste 

en colocar un electrodo directamente en el cuero cabelludo 

del feto a través del cuello uterino de la madre. Por otro lado, 

el fECG puede ser obtenido de manera no invasiva a partir 

150 

la 20 ava semana de gestación usando electrodos de superficie 

colocados en el abdomen de la madre [1]. La señal ECG obtenida 

por esta técnica contiene, de manera combinada, las 

actividades cardíacas fetal y materna así como también ruidos 

indeseables. Extraer el fECG de la señal de ECG abdominal 

materna es por lo tanto una tarea complicada debido principalmente 

a la superposición de las señales materna y fetal en el 

dominio del tiempo y en el dominio de la frecuencia, y a la 

baja relación señal a ruido del fECG. 

El desarrollo de algoritmos para la extracción del fECG 

de manera no invasiva, a partir de registros ECG abdominal 

materno, es un tema de investigación vigente, sobre todo motivado 

por el desafío de PhysioNet/Computing in Cardiology del 

año 2013 [2, 3]. Siguiendo estos esfuerzos de investigación, el 

objetivo principal de este estudio es analizar las actividades 

cardíacas materna y fetal a través de la descomposición de los 

registros ECG abdominal materno en funciones ortogonales 

utilizando la transformada de Karhunen-Loève (KL). La descomposición 

de una señal en componentes ortogonales es un 

enfoque común para generar representaciones compactas; la 

transformada de KL da la representación compacta óptima de 

la señal. Los componentes de la descomposición de KL son 

utilizados para obtener una señal de ECG reconstruida y los 

porcentajes de contribución de energía de dichos componentes. 

La dispersión de la señal de ECG, la dispersión de los coeficientes 

de KL y los porcentajes de contribución de energía son


utilizados luego por máquinas de soporte vectorial (SVMs, por 

sus siglas en inglés support vector machines) para clasificar 

segmentos de ECG que contienen QRS materno, QRS fetal, 

QRS materno y fetal, o ningún QRS. 

METODOLOGÍA 

ECG abdominal materno 

Las señales ECG abdominal materno fueron obtenidas del 

conjunto A del desafío de PhysioNet/Computing in Cardiology 

del año 2013 [2]. Se utilizó un conjunto compuesto por 

25 registros de un minuto de duración de cuatro canales de 

ECG abdominal materno, adquiridos simultáneamente a una 

frecuencia de muestreo de 1 kHz y con una resolución de 16 

bits. Estas señales cuentan con las anotaciones de la posición 

de los complejos QRS fetal (fQRS), realizadas por expertos. 

Preprocesamiento y creación de clases 

En primer lugar, se utilizó un filtro adaptativo para eliminar 

la fluctuación de la línea de base del ECG [4]. Luego se eliminó 

la interferencia de la línea eléctrica con un filtro digital IIR 

rechaza banda de segundo orden, centrado en 50 Hz y con factor 

de calidad 15, usando las funciones de MATLAB iirnotch() 

y filter(). Posteriormente, se aplicó un detector de complejos 

QRS [5] a cada canal de ECG limpio u n , n = 1, . . . , 4, para 

estimar candidatos a complejos QRS materno (mQRS). Finalmente, 

se seleccionó un mQRS cuando se observó la detección 

de éste en al menos tres canales diferentes, en una ventana de 

observación de 70 ms. 

Ya conocidas las localizaciones exactas de los fQRS (a partir 

de las anotaciones suministradas) y las posiciones estimadas 

de los mQRS, se extrajeron de las señales u n segmentos de 

ECG v m de 250 ms de duración y con un solapamiento de un 

tercio (33.33 %). Estos segmentos v m fueron asignados a una 

de las siguientes clases: i) Feto (F): un fQRS presente en el 

segmento, ii) Madre (M): un mQRS presente en el segmento, 

iii) Madre y Feto (MF): un mQRS y un fQRS presentes en el 

segmento, y iv) Ninguno (N): ni mQRS ni fQRS presentes en 

el segmento (i.e., ruido). 

Para evitar que complejos fQRS y complejos mQRS se 

encuentren en los bordes de los segmentos en las clases F, M y 

MF, solo se almacenaron los segmentos en los que los fQRS y 

los mQRS se encontraban alejados de los bordes en al menos 

25 ms (para los fQRS) y 50 ms (para los mQRS); en caso 

contrario, el segmento se descartaba. Además, para evitar la 

inclusión de segmentos en la clase N con ondas T pronunciadas, 

complejos mQRS no detectados y artefactos, las muestras 

del segmento debían estar dentro del 70 % del valor mínimo 

y el 70 % del valor máximo de la señal ECG u n . La longitud 

del segmento (250 ms) fue elegida para evitar que dos fQRS 

consecutivos se encuentren dentro de un mismo segmento, y 

el solapamiento de un tercio fue elegido para tener múltiples 

realizaciones de las señales, aumentar la observabilidad y reducir 

los efectos de borde. También se excluyó el primer y 

151 

el último segundo de la señal u n para evitar los efectos de 

borde del procedimiento de filtrado adaptativo, asociado a la 

convergencia del filtro. 

Un total de M = 12355 segmentos de cuatros canales 

fueron extraídos de los 25 registros de ECG. 4415 de estos segmentos 

fueron asignados a la clase F, 1550 fueron asignados a 

la clase M, 1842 a la clase MF y 4548 a la clase N. 

Descomposición de Karhunen-Loève 

La descomposición de KL es comúnmente utilizada para 

reducir la dimensionalidad de los datos y capturar las variaciones 

más importantes en los primeros componentes de la 

descomposición. En general, dado un conjunto de funciones 

de base ortonormales φ n que abarca un espacio vectorial lineal 

de dimensión N, una función f(k) en ese espacio puede ser 

representada como [6]: 

f(k) = 

N−1 

∑ 

n=0 

θ n φ n (k), 0 ≤ k ≤ N − 1 (1) 

donde los coeficientes espectrales θ j están dados por el producto 

interno: 

θ j = 

N−1 

∑ 

k=0 

f(k)φ ∗ j (k), 0 ≤ j ≤ N − 1 (2) 

La transformada de KL encuentra, a través de una descomposición 

en valores singulares, el conjunto de funciones de 

base que mejor representan a la señal en un sentido de error 

cuadrático medio. La descomposición de la señal con estas 

funciones de base es tal que también se minimiza el error cuadrático 

medio de la expansión truncada. Esta minimización 

implica que: 

(R − λ i I N )φ i = 0, 0 ≤ i ≤ N − 1 (3) 

donde R = E[ff T ] es el valor esperado de la matriz de covarianza 

de f, λ i son los valores propios y θ i son los vectores 

propios. El error de truncamiento de la reconstrucción es minimizado 

cuando los valores propios están ordenados de forma 

descendente. La transformada de KL descorrelaciona completamente 

la señal y maximiza la compactación de energía 

(información) contenida en la señal, es decir, la transformada 

de KL contiene la mayor varianza (energía) en un menor número 

de coeficientes de transformación. Esto último es debido 

a que la transformada de KL redistribuye la energía de la señal 

de tal manera que la mayor parte de la energía está contenida 

en un pequeño número de coeficientes. 

Se determinaron las funciones de base de KL a partir del 

análisis propio de cada uno de los 25 registros ECG u n , considerando 

a cada uno de los canales como independientes. El 

análisis propio se llevó a cabo por lo tanto sobre 25 × 4 = 100 

registros ECG. Se escogió una ventana de 80 ms para el análisis 

propio (eigenanalysis) dado que este intervalo abarcaba la 

duración de la mayoría de los complejos mQRS encontrados.


Luego, se proyectó la señal u n s en los primeros L = 8 vectores 

propios (eigenvectors) para obtener los coeficientes de KL. 

Se escogió L = 8 a partir de la inspección de los valores propios 

y para asegurar una apropiada reconstrucción de la señal 

a partir de su descomposición (generalmente mayor al 99 %). 

Se analizaron las distribuciones de probabilidad de la señal de 

ECG u n y las desviaciones estándar de los coeficientes de KL 

σ KLi , i = 1, . . . , L, de los segmentos de 250 ms de cada clase 

(F, M, MF y N). 

Dado que se encontró una enorme variación en la ganancia 

de la señal u n tanto en la señal misma como en los diferentes 

canales, se especuló que una mejor separación de las clases 

podría lograrse si estas ganancias eran extraídas de la información 

de KL. Para lograr esto, se determinaron las señales 

ECG reconstruidas u i n, usando i = 1, . . . , L coeficientes de 

KL. Por ejemplo, u 2 2 corresponde a la señal ECG reconstruida 

del segundo canal (u 2 ) usando los dos primeros coeficientes 

(i = 1, 2). 

Luego, se obtuvieron los segmentos reconstruidos vm i a 

partir de u i n. Posteriormente, se calculó el porcentaje de varianza 

explicada ( %V AF i , por sus siglas en inglés percent 

variance accounted for) de cada uno de los segmentos vm, i de 

acuerdo con la ecuación 4, donde σe 2 es la varianza del error de 

reconstrucción del segmento (vm i − v m ), y σv 2 es la varianza 

del segmento v m . 

( ) 

%V AF = 100 × 1 − σ2 e 

σu 

2 . (4) 

Finalmente, se determinó el porcentaje de contribución de 

energía de los coeficientes de KL de acuerdo con la ecuación 5, 

con %E KL1 = %V AF 1 . 

Se realizó una validación cruzada de 10 iteraciones (10- 

fold cross-validation), dejando el 10 % de los datos de entrenamiento 

de cada iteración para validación, a fin de elegir 

los hiperparámetros de las SVMs. Se eligieron los hiperparámetros 

que maximizan la suma de la sensibilidad (Se) y la 

especificidad (Sp). 

Posteriormente, se construyó un conjunto de clasificadores 

de segmentos que combinan las decisiones de cada canal de 

los clasificadores de segmentos anteriormente descritos. Para 

cada uno de los tres clasificadores (M-MF, F-MF, y F), se 

combinaron las decisiones (verdadero o falso) de los canales 

por mayoría de votos, para obtener una clasificación única del 

segmento: si al menos tres canales arrojan una etiqueta verdadera, 

el segmento se clasificaba como verdadero. Además, 

un clasificador conjunto F‖MF se desarrolló combinando los 

clasificadores de segmento F y F-MF usando la lógica OR. 

RESULTADOS 

La figura 1 muestra la media ± desviación estándar de 

los %V AF de cada clase, para los 8 coeficientes de KL utilizados. 

Como se observa, las clases M y MF tienen mayor 

%V AF que las clases F y N, especialmente en los primeros 

coeficientes que contienen la mayor cantidad de energía. 

%VAF 

100 

90 

80 

70 

60 

50 

%E KLi = %V AF i − %V AF i−1 , i = 2, . . . , L (5) 

Clasificación usando máquinas de soporte vectorial 

Las máquinas de soporte vectorial son consideradas el estado 

del arte de los clasificadores y han sido aplicadas con 

éxito en muchos dominios. En primer lugar, se construyeron 

tres clasificadores de segmentos, usando SVMs con un núcleo 

Gaussiano: i) madre M-MF: donde las clases M o MF son 

etiquetadas como verdadero y N o F como falso, ii), solo feto 

F: donde F es etiquetada como verdadero y N, M o MF como 

falso. y iii) feto F-MF: donde F o MF son etiquetadas como 

verdadero y N o M como falso. En esta etapa no se hace distinción 

entre los canales, es decir, la clasificación del segmento 

es considerado como una tarea de aprendizaje independiente 

por cada canal, sin embargo, todos los canales tienen la misma 

etiqueta de entrenamiento (verdadero o falso). 

Se consideraron tres conjuntos de características en el proceso 

clasificación por SVMs: i) σ u : desviación estándar del 

canal de entrada, ii) σ KLi : desviación estándar de cada coeficiente 

de KL, y iii) σ u y %E KLi : porcentaje de contribución 

de energía de cada coeficiente de KL, con σ u como factor de 

escala. 

40 

30 

N 

F 

M 

MF 

20 

1 2 3 4 5 6 7 8 

Coeficiente de KL 

Figura 1. %V AF de cada coeficiente de KL para las clases M, 

F, MF y N. 

Las distribuciones de probabilidad de los porcentajes de 

contribución de energía %E KLi separaron las clases de diferentes 

maneras. Por ejemplo, en la figura 2 se observa que los 

valores bajos %E KL2 separan la clase F de los valores altos 

de %E KL2 de las clases M y MF. Sin embargo, en todas las 

distribuciones de probabilidad de %E KLi se continuó observando 

la superposición significativa de las clases M y MF, y F 

y N. 

La tabla I muestra el desempeño de clasificación de los 

segmentos usando SVMs, para las distintas características y 

etiquetas. Estos resultados fueron obtenidos tomando los canales 

de ECG de forma independiente. Se observa un bajo 

desempeño del clasificador madre M-MF usando la característica 

σ u (Se= 63, 7 %, Sp= 98, 2 %) pero el desempeño 

152


mejora usando las características σ u y %E KLi (Se= 95, 8 %, 

Sp= 99, 7 %). Por esta razón no se usó σ u en estudios posteriores. 

El clasificador que utiliza las características σ KLi cae 

en esos extremos (Se= 81, 5 %, Sp= 99, 4 %). El clasificador 

solo feto F también se comporta mejor con σ u y %E K L i 

(Se= 90, 1 %, Sp= 86, 3 %) pero no tiene un buen desempeño 

usando σ KLi (Se= 0 %, Sp= 100 %). Por esta razón 

sólo se utilizó σ u y %E KLi para el clasificador F-MF cuyo 

desempeño fue ligeramente inferior al clasificador solo F. 

log(pdf) 

N 

F 

MMF 

0 10 20 30 

%EKL2 

Figura 2. Distribución de probabilidad de %E KL2 . 

Tabla I. Desempeño de clasificación de segmentos usando SVMs, 

tratando los canales de ECG de forma independiente. 

Características M-MF ( %) F ( %) F-MF ( %) 

σ u Se= 63, 7 – – 

Sp= 98, 2 

σ KLi Se= 81, 5 Se= 0 – 

Sp= 99, 4 Sp= 100 

σ u , %E KLi Se= 95, 8 Se= 90, 1 Se= 81, 2 

Sp= 99, 7 Sp= 86, 3 Sp= 76, 3 

La tabla II muestra los resultados de la clasificación de 

los segmentos usando la regla de mayoría de votos de los clasificadores 

de segmentos aplicados a los canales de manera 

independiente. El desempeño mejora para todos los clasificadores 

de segmento, incluso para el clasificador M-MF (no 

mostrado). El clasificador de segmento F-MF mejora tanto en 

sensibilidad como en especificidad con respecto al caso por 

canal, y el clasificador de segmento conjunto F‖MF mejora 

ligeramente con respecto al clasificador de segmento F-MF. 

Tabla II. Desempeño de clasificación de segmentos usando SVMs, 

combinando las decisiones de los canales por mayoría de votos. 

Característica F ( %) F-MF ( %) F‖MF ( %) 

σ u , %E KLi Se= 88, 8 Se= 85, 4 Se= 90, 7 

Sp= 97, 1 Sp= 78, 9 Sp= 75, 9 

DISCUSIÓN 

La similitud en los %V AF de las clases M y MF es el 

resultado de la dominación de la actividad cardíaca materna 

sobre la actividad cardíaca fetal, y ésta es también la razón 

por la cual los porcentajes de contribución de energía de los 

coeficientes de KL no son capaces de separar limpiamente 

estas clases. 

A pesar del uso de la validación cruzada durante el entrenamiento 

de las SVMs, estas clasificaciones son probablemente 

optimista ya que utilizan un conjunto fijo de funciones base 

de KL, calculadas en las señales del conjunto de entrenamiento. 

El próximo estudio se enfocará en utilizar los registros 

ECG abdominal materno del conjunto de prueba (set B) de 

Physionet. 

Por último, el conjunto de características σ u y %E KLi 

proporcionó los mejores desempeño de clasificación de los 

segmentos, lo que indica la importancia de la normalización 

del canal, realizada después del análisis propio. El incremento 

del desempeño luego de combinar la clasificación de los 

canales por mayoría de votos sugiere que la detección de la actividad 

fetal es más robusta cuando se emplea un mayor número 

de canales, es decir, se cubre una mayor superficie abdominal 

de la madre, ya que de esta manera se está incrementando la 

observabilidad del sistema. 

CONCLUSIONES 

La detección de la actividad cardíaca materna usando la 

descomposición de Karhunen-Loève de las señales ECG es 

una tarea relativamente sencilla, sin embargo, la detección de 

la actividad cardíaca fetal se logró de manera efectiva sólo 

cuando el complejo QRS fetal no está acompañado (solapado) 

de un complejo QRS materno. No obstante, las tasas de 

clasificación logradas en este trabajo preliminar son bastante 

alentadoras. 

En trabajos futuros se emplearán vectores propios de clases 

específicas y se enfocará en la detección del instante de tiempo 

en el que ocurren los fQRS y en el cálculo del intervalo RR 

fetal. 

REFERENCIAS 

[1] Peters, M. et al (2001): Monitoring the fetal heart noninvasively: 

a review of methods. Journal of perinatal medicine, 

29(5):408–416. 

[2] Silva, I. et al (2013): Noninvasive fetal ECG: the physionet/computing 

in cardiology challenge 2013. Computing 

in Cardiology Conference (CinC), 2013, pp 149–152. 

[3] Clifford, G.D. et al (2014): Non-invasive fetal ECG analysis. 

Physiological measurement, 35(8):1521. 

[4] Thakor, N.V. y Zhu, Y.S. (1991): Applications of adaptive 

filtering to ECG analysis: noise cancellation and arrhythmia 

detection. Biomedical Engineering, IEEE Transactions 

on, 38(8):785–794. 

[5] Pan, J. y Tompkins, W.J. (1985): A real-time QRS detection 

algorithm. Biomedical Engineering, IEEE Transactions 

on, (3):230–236. 

[6] Akansu, A.N. y Haddad, P.R. (2000): Multiresolution Signal 

Decomposition: Transforms, Subbands, and Wavelets. 

Editorial Academic Press. 

153

José Luis Paredes • Jerick Órdenes • Miguel Altuve 

© Copyright 2015 – V Congreso Venezolano de Bioingeniería 

Postgrado en Ingeniería Biomédica, Universidad de Los Andes

MemoriasdelVCongresoVenezolanodeBioingeniería

You also want an ePaper? Increase the reach of your titles

Delete template?

Save as template?