Desenvolvimento de um Eletrocardiógrafo de Baixo Consumo

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INSTITUTO POLITÉCNICO 
NACIONAL. 
 
 
 
ESCUELA SUPERIOR DE INGENIERÍA MECÁNICA Y 
ELÉCTRICA. 
 
 
UNIDAD PROFESIONAL CULHUACAN. 
 
 
“ELECTROCARDIÓGRAFO DE DOCE 
DERIVACIONES, BAJO CONSUMO Y 
COMUNICADO POR USB.” 
 
 
TESIS. 
 
 
PARA OBTENER EL TÍTULO DE: 
 
INGENIERO EN COMUNICACIONES Y ELECTRÓNICA. 
 
 
 
PRESENTA: 
 
 
JUAN YAROZVALDI TRÁNSITO TRUJILLO. 
 
 
 
 
 
MÉXICO DISTRITO FEDERAL 2007. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
AGRADECIMIENTOS. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Con todo el amor, cariño, y admiración a mis amados padres: MARGARITO TRÁNSITO CRUZ y 
CIRILA TRUJILLO MONTUFAR, les dedico el presente trabajo que es suyo, es el fruto de su 
esfuerzo, por que gracias a ellos he llegado hasta aquí, desde mi concepción hasta el día de mi 
graduación, poniendo en practica día con día todas sus enseñanzas y valores morales, que me 
inculcaron durante mi crecimiento, RESPETO, TRABAJO, RESPONSABILIDAD Y AMOR, por 
que siempre creyeron en mí en que podía superarme, un agradecimiento muy en especial a una mujer 
excepcional a la licenciada JOANA EVER TRÁNSITO TRUJILLO, mi hermana inseparable que sin 
ella esto no fuera posible, ya que me apoyo en todo momento, éxito, angustia, y necesidad, sin dejar 
de mencionar a la licenciada BERNARDA TRÁNSITO TRUJILLO, que es la voz de mi conciencia, 
la luz que me ha guiado, me guia siempre con sus consejos y llamadas de atención, al INSTITUTO 
POLITÉCNICO NACIONAL, a la ESCUELA SUPERIOR DE INGENIERÍA MECÁNICA Y 
ELÉCTRICA, unidad profesional CULHUACAN y a cada uno de mis profesores los cuales forjaron 
al profesionista que escribe estas breves líneas, de igual manera un agradecimiento más al 
DEPARTAMENTO DE INSTRUMENCIÓN ELECTROMECÁNICA del INSTITUTO NACIONAL 
DE CARDIOLOGÍA IGNACIO CHÁVEZ, por las facilidades prestadas durante el desarrollo del 
presente proyecto de investigación, a todas las personas que directa e indirectamente contribuyeron 
con el mismo, también hago un agradecimiento al doctor RAÚL MARTÍNEZ MEMIJE, más que mi 
asesor y profesor es uno de mis grandes amigos, por la paciencia, el tiempo y el mar de conocimientos 
prestados, a mi ahijado RICARDO HERNÁNDEZ TRÁNSITO, y al joven JESÚS HERNÁNDEZ 
TRÁNSITO, que siempre me ofrecen su amistad y compañia, y al final pero no menos importante a 
mis dos mejores amigos, a los ingenieros EDER TIMM MORALES y DANIEL ALEJANDRO 
JIMENÉZ VENTURA, que son los hermanos que Dios olvidó darme. 
 
 El presente trabajo también se lo dedico a mi hermoso país: los ESTADOS UNIDOS 
MEXICANOS, donde doy gracias a Dios haber nacido. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
INTRODUCCIÓN. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 Desde 1903 el físico holandés Einthoven [1] introdujo el galvanómetro de cuerda para el 
registro de la actividad eléctrica del corazón (electrocardiograma), el desarrollo de la medición del 
ECG (electrocardiografía), ha consistido en la descripción cuidadosa de situaciones cada vez más 
complejas y en la elaboración de deducciones cada vez más refinadas. 
 
 La escuela mexicana de Cardiología fundada por Ignacio Chávez [2], realizó en el proceso 
de electrocardiografía aportes de reconocida importancia a través de Demetrio Pallares y Enrique 
Cabrera [3] y [4], y ha mantenido una sólida producción científica. 
 
 Los objetivos principales de esta escuela han sido desde entonces, el cuidado del paciente 
en estado crítico, y la evaluación del estado funcional del corazón (miocardio) mediante pruebas de 
esfuerzo. 
 
 Para satisfacer dichos objetivos es necesario contar con equipos confiables de monitoreo y 
registros del ECG, siendo ésta una de las funciones del Departamento de Instrumentación 
Electromecánica del Instituto Nacional de Cardiología Ignacio Chávez. 
 
Gracias a la importancia que se le ha dado al desarrollo tecnológico en el instituto, 
particularmente a los equipos de electrocardiografía en el Departamento de Instrumentación 
Electromecánica, se ha logrado diseñar tanto sistemas de electrocardiografía computarizados de fácil 
manejo, alta confiabilidad y gran seguridad; así como los circuitos, logrando un fácil y confiable 
procedimiento de calibración y pruebas de dichos sistemas. 
 
En principio es necesario conocer el funcionamiento (fisiología) del corazón y la 
conducción de los impulsos eléctricos en éste, así como las características de los trazos producidos 
por la actividad eléctrica del corazón, y las etapas que constituyen un sistema de electrocardiografía. 
 
Es obvio que en los equipos médicos el control de calidad tenga especial importancia, ya 
que un mal funcionamiento o calibración repercute en falsos diagnósticos y tratamientos erróneos que 
afectan al paciente, por tanto, para tener un control de calidad eficaz en los equipos, es esencial 
conocer los requerimientos mínimos de funcionamiento. 
 
Teniendo presente los puntos anteriores, es necesario conocer las Normas de Equipos 
Médicos de Electrocardiografía. 
 
Es esencial llevar un seguimiento en la calibración y pruebas, así como el tener las 
herramientas de circuitos y programas necesarios a la mano, para facilitar la realización de los ajustes 
y pruebas y por tanto disminuir el consumo de tiempo requerido anteriormente para estas. 
 
Si a todo lo anterior se agrega el hecho de que la tecnología avanza rápidamente, por un 
lado el funcionamiento de este tipo de sistemas presentan un ahorro de tiempo real, y su tamaño se ha 
reducido considerablemente, en la actualidad se buscan optimizar estos dos aspectos mencionados, 
con diseños que cumplan con este tipo de demandas, se tienen que buscar alternativas para los 
sistemas de registro, de agujas térmicas, comunicaciones para los sistemas computarizados y 
consumos. 
 
 
 Las propuestas realizadas en el presente trabajo sugieren una solución en la siguiente 
evolución acelerada de la tecnología cambiando las agujas térmicas, papel electrocardiográfico, así 
como la comunicación serial, dando paso a la tecnología de bajo consumo y alta velocidad de 
transferencia de datos, mediante el bus USB. 
 
En este trabajo presentamos el diseño y construcción de un sistema de electrocardiografía 
de doce derivaciones, de bajo consumo, alimentado por puerto USB (Universal Serial Bus), así 
mismo el registro de la señal de electrocardiograma (ECG) sea mediante el mismo puerto ya sea, de 
una computadora personal (PC) portátil (LAPTOP) o de escritorio. 
 
El sistema consiste en un circuito de tres canales simultáneos que registran la actividad 
eléctrica del corazón de un paciente en doce derivaciones mediante un cable de ECG de 10 
terminales. 
 
Se hace la amplificación inicial utilizando el amplificador de instrumentación AD620, se 
continúa con un filtrado de 0.05Hz en la parte de bajas frecuencias y 120Hz para las altas frecuencias. 
 
Una vez realizado este proceso se hace la amplificación final, se hace el aislamiento 
eléctrico de tipo magnético, la comunicación USB se logra usando un sistema de adquisición de datos 
comercial (SAD) modelo USB-1208FS, que cuenta con resolución de 12 Bits. 
 
El programa y la interfase de control para la adquisición de los datos y despliegue de 
señales provenientes del puerto USB la programación se desarrolló para el sistema operativo 
Windows XP, y se escribió en lenguaje DELPHI 7.0. 
 
El sistema se alimenta con 5V, demanda 25mA, cuenta con un CMRR de 97dB, rango 
dinámico de entrada de 4mV ±5% y ancho de banda de 0.05Hz a 120Hz, lo cual lo hace adecuado 
para hacer el diagnóstico clínico. 
 
ÍNDICE. 
 
CAPITULO I ANTECEDENTES, OBJETIVO GENERAL Y OBJETIVOS ESPECÍFICOS. 1 
 
 1.1 Sistema de electrocardiografía INC-2……………………………………………………… 2 
 1.2 Descripción física………………………………………………………………………….. 4 
 1.3 Descripción funcional……………………………………………………………………… 5 
 1.4 Objetivo general del trabajo……………………………………………………………… 6 
 1.5 Objetivos específicos.…………………………………………………………………….6 
 
CAPITULO II MARCO TEÓRICO. 7 
 
 2.1 Electrofisiología del corazón………………………………………………………………. 8 
 2.2 El electrocardiograma normal……………………………………………………………... 10 
 2.2.1 Derivaciones bipolares…………………………………………………………… 13 
 2.2.2 Derivaciones unipolares…………………………………………………………. 15 
 2.2.3 Registro del electrocardiograma…………………………………………………. 17 
 2.2.4 Bloques funcionales de un electrocardiógrafo…………………………………… 18 
 2.3 Sistemas típicos de electrocardiografía…………………………………………………… 20 
 
CAPITULO III NORMAS PARA SISTEMAS DE ELECTROCARDIOGRAFÍA. 22 
 
 3.1 Requerimientos…………………………………………………………………………….. 23 
 3.2 Marcaje en el sistema……………..……..…………………………………………………. 23 
 3.3 Especificaciones de funcionamiento……………..……..………………………………….. 24 
 3.4 Requerimientos de funcionamiento……………..……..…………………………………… 26 
 3.4.1 Condiciones de operación………………………………………………………... 26 
 3.4.2 Protección a sobrecarga…………………………………………………………... 26 
 3.4.3 Corrientes de riesgo………………………………………………………………. 27 
 3.4.4 Sistemas de alarma……………………………………………………………….. 27 
 3.4.5 Voltaje de calibración……………………………………………………………. 28 
 3.4.6 Control de sensitividad…………………………………………………………… 28 
 3.4.7 Interacción entre canales de ECG……………………………………………….. 28 
 3.4.8 Respuesta en frecuencia………………………………………………………….. 28 
 3.4.9 Sobretiro………………………………………………………………………….. 29 
 3.4.10 Rechazo en modo común………………………………………………………. 29 
 3.4.11 Impedancia de entrada………………………………………………………….. 30 
 3.4.12 Ruido en el sistema……………………………………………………………... 30 
 
CAPITULO IV ELECTROCARDIÓGRAFO DE DOCE DERIVACIONES, BAJO CONSUMO 
Y Y COMUNICADO POR USB. 
31 
 
 4.1 Diagrama a bloques………………………………………………………………………… 32 
 4.2 Criterios adoptados para el diseño…………………………………………………………. 34 
 4.3 Designación de los dispositivos a utilizar………………………………………………….. 36 
 4.4 Diseño e interpretación del circuito………………………………………………………... 42 
 4.5 Elaboración del circuito……………………………………………………………………. 62 
 
 I
CAPITULO V PROTOCOLO DE CALIBRACIÓN Y PRUEBAS. 73 
 
 5.1 Tierra de referencia a 2.5V………………………………………………………………. 75 
 5.2 Etapa de acoplamiento, seguidores de voltaje…………………………………………… 77 
 5.3 Pulso de calibración……………………………………………………………………… 79 
 5.4 Red de Wilson……………………………………………………………………………. 81 
 5.5 Selección de las derivaciones……………………………………………………………. 87 
 5.6 Control de la selección de las derivaciones……………………………………………… 90 
 5.7 Amplificador de instrumentación………………………………………………………… 92 
 5.8 Restauración de basal……………………………………………………………………. 94 
 5.9 Filtro pasa altas de 60 dB/década tipo Butterworth……………………………………… 95 
 5.10 Filtro Notch…………………………………………………………………………….. 100 
 5.11 Filtro pasa bajas de 100dB/década tipo Butterworth…………………………………… 104 
 5.12 Generadores de señales de reloj de filtros digitales…………………………………….. 109 
 5.13 Amplificación final……………………………………………………………………… 112 
 5.14 Fuente aislada………………………………………………………………………… 114 
 5.15 Señales de control……………………………………………………………………… 115 
 5.16 Corriente de consumo total…………………………………………………………… 118 
 5.17 Ganancia total………………………………………………………………………… 119 
 5.18 Factor de rechazo a modo común (CMRR)…...……………………………………… 121 
 5.19 Diseño en formato PCB del circuito prototipo...………………………………………. 123 
 5.20 Especificaciones eléctricas del circuito prototipo…………………………………… 123 
 5.21 Comunicación USB…………………………………………………………………… 124 
 
CAPITULO VI APORTACIONES Y CONCLUSIONES. 127 
 
 6.1 Aportaciones y conclusiones……………………………………………………………... 128 
 
REFERENCIAS BIBLIOGRAFÍCAS. 129 
 
APÉNDICES. i 
 
 A Programas utilizados para los microcontroladores……………………………………….... ii 
 B Diseño en formato PCB del circuito del electrocardiógrafo.……………………………..... xii 
 C Diagrama esquemático del electrocardiógrafo.………….………………….……………… xix 
 
 II
 1 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
CAPÍTULO I. 
 
 
 
ANTECEDENTES, OBJETIVO 
GENERAL, 
Y OBJETIVOS ESPECÍFICOS. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 2 
1.1 SISTEMA DE ELECTROCARDIOGRAFÍA INC-2. 
 
 A lo largo de varios años el maestro Ignacio Chávez promovió desde el Instituto Nacional 
de Cardiología reiteradas inquietudes para introducir la computación en la medicina, en 1978 logra 
construir el primer centro de cómputo médico, junto con la electrocardiografía, como uno de sus 
principales cometidos. 
 
 En el primer Congreso Nacional de Ingeniería Biomédica, realizado del 16 al 18 de 
noviembre de 1978 por el propio Instituto Nacional de Cardiología, ese mismo año se presenta varios 
trabajos de electrocardiografía computarizada, por parte de Escuelas de Ingeniería Biomédica y del 
Instituto. 
 
 Actualmente existe un marcado interés por esta temática a nivel de varios grupos médicos y 
paramédicos, así como una fuerte inquietud por volcar en beneficio de la medicina de alto nivel 
académico alcanzado en ciencias de la computación dentro del país. 
 
 Podría decirse que el aislamiento y el relativo atraso quizás en último extremo resultó 
provechoso, pues el desarrollo de la informática medica se inicia cuando ya los equipos de computo 
resultan más accesibles en su aspecto económico, y fundamentalmente: cuando ya las técnicas básicas 
han sido bien dominadas por los ingenieros mexicanos, lo cual permitirá implementar soluciones 
reales adaptadas a nuestras necesidades y recursos. 
 
 El sistema de electrocardiografía INC-2 es un equipo que forma parte de una serie de 
instrumentos para electrocardiografía desarrollados en el departamento de instrumentación del 
instituto Nacional de Cardiología Ignacio Chávez. 
 
 Este sistema se basa en una computadora personal (PC), a la que se le agregaron los 
circuitos y programas necesarios, para que funcione como un monitor de ECG. 
 
 El sistema de electrocardiografía INC-2 muestra continuamente el electrocardiograma 
(ECG), la temperatura, la frecuencia cardiaca y verifica la existencia de alarmas por frecuencia 
cardiaca alta o baja, puede congelar trazos, almacenarlos en memoria, guardar la información en disco 
magnético y reportar en papel los trazos obtenidos. 
 
 El ECG monitoreado puede ser cualquiera de las 12 derivaciones en grupos de 3 o de una en 
una. Los trazos monitoreados se pueden congelar, guardar temporalmente en memoria, guardar 
permanentemente en disco y graficarlos en papel milimétrico. La temperatura se actualiza cada que se 
termina un barrido que tiene una duración aproximada de 4seg. La frecuencia cardiaca se calcula al 
final de cada barrido, y si no esta en el rango preseleccionado como normal, se genera una alarma 
audible y visible. El manejo general del equipo se hace con un teclado especificado de 10 teclas, con 
un menú especificado y de manera amigable. 
 
 Las ventajas que presenta la utilización de esta tecnología son: la obtención de equipos de 
calidad a bajo costo, el intercambio de información entre diferentes sistemas, facilidad de 
actualización y mantenimiento económico. 
 
 
 
 3 
 
 Las especificaciones de este equipo son: 
 
• Captura las nueve derivaciones unipolares en tres grupos de tres aVR, aVL, aVF, V1, V2, V3, 
V4, V5 y V6. 
 
• Captura tres canales simultáneos aVR, aVL y aVF ó V1, V2 y V3 ó V4, V5 y V6. 
 
• Calculas las tres derivaciones bipolares I, II y III a partir de las tres unipolares aVR, aVL y 
aVF. 
 
• Monitoreo de doce canales simultáneos en grupos de tres. 
 
• Monitoreo de un canal cualquiera de las doce derivaciones disponibles. 
 
• Impresión de las doce derivaciones en una hoja carta milimétrica en un formato corto de 2.8 
segundos. 
 
• Impresiónde tres derivaciones cualquiera de los tres grupos en una hoja carta milimétrica 
en un formato largo de 4.25 segundos. 
 
• Tres memorias con tres derivaciones cada una. 
 
• Respuesta en frecuencia de 0.5Hz a 40Hz o de 0.05Hz a 100Hz. 
 
• Rechazo en modo común mayor a 70dB. 
 
• Impedancia de entrada de los electrodos mayor a 50MΩ. 
 
• Protección contra desfibrilación. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 4 
1.2 DESCRIPCIÓN FÍSICA 
 
 
 El sistema de electrocardiografía INC-2 está representado en la figura 1.1 y constituido por 
las siguientes partes: 
 
1. Una computadora personal con las especificaciones de la IBM PC. Contiene 640KB de 
memoria RAM (Random Access Memory), un controlador de video y monitor CGA, una 
unidad de disco flexible, un puerto paralelo y un puerto serie. 
2. Un disco de programas. 
3. Una impresora de gráfica Canon BJ-10E. 
4. Un módulo de amplificadores de ECG. 
5. Un digitalizador de ECG (DECG). 
6. Un cable de paciente de diez puntas. 
7. Un transductor de temperatura. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 1.1. Sistema de Electrocardiografía. 
 
TL084CN
TL084CN
TL084CN
TL084CN
TL084CN
TL084CN
TL084CN
TL084CN
TL084CN
TL084CN TL084CN TL084CN
( 1 ) 
( 2 ) 
( 3 ) 
 
( 5 ) 
( 6 ) 
( 7 ) 
( 4 ) 
 5 
1.3 DESCRIPCIÓN FUNCIONAL 
 
 Para una mejor compresión del funcionamiento del sistema, enseguida se describirá a nivel 
de bloques como lo muestra la figura 1.2. 
 
 Las señales eléctricas generadas por el corazón del paciente (1) son acopladas a los 
amplificadores de ECG (3) por medio de una interface al paciente (2). Se amplifican el nivel de las 
señales de milivolts (mV) a volts (V) quinientas veces. Una vez amplificadas las señales se pasan aún 
convertidor analógico digital (4), o sea, transforma las señales analógicas generadas por el corazón en 
señales digitales para ser procesadas por la computadora personal (5). Las señales que el digitalizador 
de ECG transmite a la computadora, las recibe el microprocesador para hacerle algunos procesos 
numéricos; después las guarda en memoria y las despliega en el monitor (6). Cuando se desea graficar 
las señales, el microprocesador las toma de memoria, les hace ajustes de impresión y las saca por un 
puerto de salida a la impresora gráfica (7). 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 1.2. Descripción del sistema de Electrocardiografía INC-2. 
 
El control general de los dispositivos de la computadora y los circuitos agregados es 
realizado por el microprocesador, a través de un programa elaborado especialmente para esta 
aplicación. Este programa está almacenado en un disco magnético (8) y se pasa al microprocesador a 
través de la unidad de disco de la computadora. 
 
Para manejar el equipo, el microprocesador verifica constantemente si alguna tecla está 
presionada; cuando esto ocurre, el procesador ejecuta el programa correspondiente a la opción elejida. 
INTERFACE 
AL 
 PACIENTE. 
 
 ( 1 ). 
AMPLIFICADORES 
DE 
ECG. 
CONVERTIDOR 
A/D DE 
10 BITS. 
MEMORIA. 
MICROPROCESADOR. 
P 
T 
O 
. 
 
D 
E 
 
S 
A 
L 
I 
D 
A 
. 
P 
T 
O 
. 
 
D 
E 
 
E 
N 
T 
R 
A 
D 
A 
. UNIDAD DE 
DISCO.
 
 ( 2 ). 
 
 ( 3 ). 
 
 ( 4 ). 
 ( 5 ). 
 
 ( 6 ). 
 
 ( 7 ). 
 ( 8 ). 
 6 
1.4 OBJETIVO GENERAL. 
 
 
 
El presente trabajo tiene como finalidad el diseño y construcción de un sistema 
electrocardiográfico de doce derivaciones, bajo consumo, alimentado por puerto USB (Universal 
Serial Bus), así mismo, que el registro de la señal de electrocardiograma (ECG) sea mediante el 
mismo puerto, ya sea él de una computadora personal (PC) portátil (LAPTOP) o de escritorio y como 
objetivo final el diseño del sistema con dispositivos de montaje superficial en formato PCB (Printer 
Circuit Board). 
 
 
 
1.5 OBJETIVOS ESPECÍFICOS. 
 
 
 
• Investigación y documentación de las características de alimentación y transferencia de 
datos de puerto USB. 
 
• La búsqueda y comparación de dispositivos de bajo consumo, y encapsulado de montaje 
superficial. 
 
• Investigación de la estructura básica de un electrocardiógrafo de doce derivaciones. 
 
• Búsqueda de las normas para equipos de electrocardiografía, como son: aislamiento, ancho 
de banda, ganancia, etc. 
 
• Diseño esquemático del electrocardiógrafo. 
 
• Caracterización, pruebas y calibración del prototipo tanto de cada uno de los bloques que lo 
conforman, así como del circuito en conjunto. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 7 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
CAPÍTULO II. 
 
 
 
MARCO TEÓRICO. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 8 
2.1 ELECTROFISIOLOGÍA DEL CORAZÓN. 
 
 El corazón es un órgano muscular que impulsa la sangre a través de los conductos llamados 
vasos. Está situado entre los pulmones, y alrededor de dos tercios de su masa está a la izquierda de la 
línea media del cuerpo. Tiene la forma de un cono, su tamaño es aproximado a un puño cerrado, y 
está envuelto en una membrana serosa denominada pericardio. Se compone de tres paredes; la externa 
o epicardica (membrana que tapiza la superficie externa de las cuatro secciones cardiacas), la 
intermedia o miocardio y la interna o endocardio (membrana que tapiza la superficie interna de las 
cuatro secciones cardiacas) [5]. 
 
 El corazón se divide principalmente en cuatro secciones o cavidades; aurícula derecha, 
aurícula izquierda, ventrículo derecho y ventrículo izquierdo. La sangre entra por la vena cava 
superior (vena mayor por la cual llega al corazón la sangre procedente del cerebro, extremidades 
superiores y tórax) hacia la aurícula derecha, y por la vena cava inferior (vena mayor por la cual llega 
al corazón la sangre procedente de las extremidades inferiores, pelvis y abdomen) hacia la misma 
aurícula derecha; esta bombea la sangre venosa hacia el ventrículo derecho el cual manda a oxigenar 
la sangre hacia los pulmones por medio de la arteria pulmonar, regresando esta ya oxigenada hacia la 
aurícula izquierda el cual la manda hacia el ventrículo izquierdo; este bombea la sangre hacia la 
arteria aorta la cual distribuye la sangre hacia los tejidos y órganos del cuerpo. El nodo seno auricular 
es la unión de las venas cavas con la aurícula derecha y es quien genera los estímulos que 
desencadenan en la contracción cardiaca; el nodo aurículo ventricular es la unión de las aurículas con 
los ventrículos y también genera estímulos pero por ser más lentos que los del nodo seno auricular no 
comanda al corazón. Entre los ventrículos existen dos ramas (izquierda y derecha) llamadas Haz de 
His las cuales llevan a cabo la conducción de los estímulos a los ventrículos, auxiliándose de ramas 
más delgadas llamadas fibras de Purkinje las cuales se internan aún más en estos. 
 
Los músculos que forman el corazón se excitan eléctricamente, por tanto la fisiología de la 
conducción de la excitación eléctrica del corazón se indica en las siguientes líneas y se muestra en la 
figura 2.1. 
 
Para que pueda efectuarse el bombeo de la sangre, el corazón debe de contraerse 
sincrónicamente. Para que se contraiga el músculo cardiaco, debe de haber una corriente eléctrica que 
provoque la contracción de las fibras musculares desencadenándose esta por todos los músculos del 
corazón. Esta a su vez contrae a las fibras cardiacas vecinas, produciéndose así la conducción de la 
excitación eléctrica del corazón, la cual se realiza preferentemente sobre caminos específicos 
descritos a continuación 
 
El impulso eléctrico (despolarización) se inicia en el seno auricular (el cual posee excitación 
automática), se extiende por los músculos auriculares que al momento se contraen, cruza el nodo 
aurículo ventricular, desciende por la rama derecha e izquierda del Haz de His,llegando el impulso 
finamente a las fibras de Purkinje, produciendo entonces la contracción ventricular y posteriormente 
la relajación [5]. 
 
El nodo seno auricular, es el que comanda al corazón, pues en ella se originan los estímulos 
eléctricos que alcanzan a todas las fibras musculares del órgano [5]. 
 
 
 9 
 
 
Figura 2.1. Fisiología del corazón [6]. 
 
La propiedad de producir estímulos sin intervención externa recibe el nombre de 
automatismo y es en el nodo seno auricular en el que se originan normalmente entre 60 y 80 estímulos 
por minuto (ritmo seno auricular); se dice que dicho ritmo tiene una frecuencia entre las cifras dadas. 
Si la frecuencia de los estímulos que nacen del seno es menor, se habla de bradicardia seno auricular 
(por ejemplo una frecuencia entre 50 y 60 por minuto) y si es mayor se dice taquicardia seno auricular 
(por ejemplo 90 o más latidos por minuto) [5]. 
 
El nodo aurículo ventricular como todo tejido específico, tiene su propio automatismo, pero 
éste es inferior en frecuencia al del nodo seno auricular; si la ritmicidad normal del seno es 70 y 80 
estímulos por minuto, la ritmicidad normal del nodo es entre 50 y 60 estímulos en el mismo lapso. Por 
ser su actividad menor, el nodo aurículo ventricular no comanda al corazón y solamente la hace en 
condiciones anormales, por ejemplo cuando el seno deja de funcionar por miocarditis (inflamación 
del músculo cardiaco provocando disminución notable en el ritmo cardiaco a consecuencia de la 
lesión de las fibras cardiacas) o por isquemia (disminución o supresión del flujo sanguíneo en una 
zona u órgano del cuerpo, por ejemplo cuando existen vendajes demasiado apretados); entonces el 
nodo toma pasivamente el mando y se constituye un ritmo nodal lento (entre 50 y 60 por minuto) en 
vez del ritmo seno auricular normal. El nodo también puede tomar el mando de manera activa, 
siempre y cuando adquiera un automatismo anormal superior al del seno, como sería los ritmos 
nodales rápidos entre 90 y 140 latidos por minuto, a los que se les conoce como taquicardias nodales 
(surge bruscamente por sensaciones de angustia y agobio) [5]. 
 
 
 10 
2.2 EL ELECTROCARDIOGRAMA NORMAL 
 
 El electrocardiograma (ECG) consiste en el registro de las señales eléctricas producidas a 
nivel del músculo cardiaco durante su excitación, y captadas sobre la superficie corporal mediante 
electrodos conectados a la piel. 
 
 El fenómeno básico involucrado en la generación de estas señales consiste en que la pared 
(membrana) de todas las células musculares se halla permanentemente cargada eléctricamente, 
existiendo una diferencia de potencial de aproximadamente 0.1V entre el interior y exterior, siendo el 
interior negativo respecto al exterior. 
 
En ciertas partes del corazón, que se denominan marcapasos, el potencial eléctrico de la 
membrana presenta continuas oscilaciones y se generan, cuando el potencial llega a cierto nivel 
periódicamente, pulsos casi cuadrados de unos 200 milisegundos de duración, durante los cuales se 
invierte la polaridad eléctrica de la pared celular. 
 
En el corazón existe en condiciones normales sólo un marcapasos, situado en la aurícula 
derecha y llamado seno auricular, del cual ya se hablo anteriormente. 
 
Como todas las células del músculo cardiaco están conectadas entre sí y su membrana 
presente tiene la misma polarización eléctrica; esto determina que una vez originado en el marcapasos 
un potencial de acción (impulso), este se propaga a la totalidad del miocardio, regenerándose en cada 
punto del recorrido. 
 
El impulso generado en el marcapasos seno auricular se propaga a lo largo del miocardio a 
través del músculo cardiaco, y luego alcanza el nodo aurículo ventricular. A este nivel se dificulta la 
propagación eléctrica por causas estructurales, y entonces la corriente más débil demora más en 
reproducir el disparo de potenciales. Este retardo de repropagación tiene por finalidad alejar en el 
tiempo el latido auricular del ventricular, para que las aurículas puedan expulsar su contenido de 
sangre hacia los ventrículos. 
 
El nodo aurículo ventricular se halla conectado a su vez con el Haz de His y la Red de 
Purkinje (ya definidos anteriormente) cuya estructura permite fácil conducción eléctrica y por tanto 
una regeneración rápida, que determina alta velocidad de propagación del impulso. Este sistema tiene 
por función el distribuir la señal eléctrica en forma rápida y homogénea a los ventrículos. 
 
La relación existente entre el impulso dado a las células y el electrocardiograma obtenido a 
nivel de la superficie corporal se describe a continuación: 
 
Como se ha dicho, la propagación del impulso implica que circule una corriente eléctrica 
entre la zona excitada y las vecinas que aún están en reposo. Las líneas de corriente se distribuyen por 
todo el volumen del conductor (todo el cuerpo) y entre dos puntos cualesquiera del mismo aparecen 
diferencias de potencial. 
 
Así al registrar un trazo electrocardiográfico se suceden en el tiempo una serie de ondas 
(variaciones de potencial) que se repiten para cada latido con igual forma y duración, si no cambia el 
ritmo cardiaco y la forma de activación eléctrica del corazón. 
 11 
Einthoven [7][8] denominó a estas ondas con las letras P, Q, R, S, T y U como lo muestra la 
figura 2.2. Un grupo de ondas está separado del siguiente grupo por una línea horizontal en la que no 
se conoce actividad eléctrica. Esta línea se denomina isoeléctrica, de referencia o línea cero [7][8]. 
 
 
Figura 2.2. Señal de Electrocardiograma [9]. 
 
La onda P se produce por la despolarización o activación de ambas aurículas, en otras 
palabras, la onda P representa la despolarización auricular. Es una onda discretamente redondeada. Su 
duración normal no excede 0.10seg o 10Hz y su voltaje máximo es de 0.25mV (2.5mm) [7][8]. 
 
 Las ondas Q, R y S son el resultado de la despolarización ventricular y en conjunto se les 
denomina complejo QRS. 
 
 Se llama Q a la primera onda negativa del complejo ventricular, seguida de la onda R. 
 
 Se llama onda R a la primera onda positiva del complejo ventricular, si existe más de una 
onda positiva, a la segunda se le llama R’ ver figura 2.3 [7][8]. 
 
 La onda S es negativa, pero lleva como condición que vaya precedida de una onda positiva 
u onda R. Si se inscriben dos ondas S, a la segunda se le denomina S’ como se muestra en la figura 
2.3 [7][8]. 
NODO SINUSAL 
MÚSCULO ARTERIAL 
MÚSCULOS 
 
VENTRICULARES 
FIBRAS DE 
PURKINJE
HAZ DE HIS 
HAZ COMÚN 
 12 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 2.3. Muestra 4 ondas; 2 ondas R y 2 ondas S. 
 
 La duración normal del complejo QRS oscila de 0.06 a 0.10seg, o de 10Hz a 16.66Hz, con 
mayor frecuencia alrededor de 0.08seg o 12.5Hz [7][8]. 
 
 El espacio comprendido entre el principio de la onda P y el principio del complejo QRS 
(figura 2.4) se denomina espacio P-R. 
 
Su medida es el tiempo que transcurre desde que el estímulo se origina en el seno auricular 
hasta que llega a los ventrículos y activa las primeras fibras musculares ventriculares. 
 
El espacio se denomina P-R independiente de que e complejo ventricular se inicie con la 
onda Q u onda R. 
 
 Después del complejo QRS sigue un pequeño espacio a nivel de la línea isoeléctrica que se 
denomina espacio S-T o RS-T ver figura 2.4. 
 
 Enseguida se inscribe la onda T que es el resultado de las fuerzas eléctricas originadas por 
la relajación o recuperación de los ventrículos. La onda T es redondeada, de ramas limpias y sin 
muescas. Habitualmente su primera rama es más lenta que la segunda como se muestra en la figura 
2.4. 
 
 El espacio Q-T comprendido entre el principio del complejo ventricular y el final de la onda 
T constituye la sístole eléctrica ventricular, tiempo necesario para completar la excitación y 
recuperación eléctrica de los ventrículos (figura 2.4). 
 
Su medida es función de la frecuencia ventricular (aproximadamente0.35seg). 
 
 La onda U es el último accidente eléctrico del trazo electrocardiográfico. Es una onda 
pequeña y positiva; se observa sobre todo en las derivaciones precordiales derechas [7][8]. 
 
 
 
R 
Q 
R’ 
S’ 
S 
 13 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 2.4. Ondas del trazo de Electrocardiografía [10]. 
 
2.2.1 DERIVACIONES BIPOLARES. 
 
 Si Registramos la diferencia de potencial entre dos puntos diferentes de la superficie 
corporal estamos registrando una derivación bipolar. 
 
 Si colocamos un electrodo en el brazo derecho y otro de referencia en el brazo izquierdo 
obtenemos la derivación DI como lo indica la figura 2.5. 
 
 Si ahora colocamos un electrodo en el brazo derecho y el otro de referencia en la pierna 
izquierda obtenemos la derivación DII. 
 
 Si por último colocamos un electrodo en el brazo izquierdo y el otro de referencia en la 
pierna izquierda obtenemos la derivación DIII. 
 
 De esta forma queda constituido un triángulo que corresponde al triángulo descrito por 
Einthoven en 1913 [7], que para fines prácticos se considera equilátero (figura 2.6). 
 
El electrodo que normalmente se coloca en la pierna derecha al registrar un 
electrocardiograma se conecta a tierra para eliminar la corriente eléctrica que pueda pasar del equipo 
al cuerpo. 
DURACIÓN DE UN CICLO CARDIACO 
SEGMENTO Q-T 
COMPLEJO QRS 
ESPACIO P-R 
MILISEGUNDOS. 
M 
I 
L 
I 
V 
O 
L 
T 
S 
. 
 14 
 
 
Figura 2.5. Localización de las derivaciones bipolares [11]. 
 
 
 
 
 
 
Figura 2.6. Triángulo de Einthoven [12]. 
 
 15 
2.2.2 DERIVACIONES UNIPOLARES. 
 
 Son aquellas que registran la actividad eléctrica del corazón desde un solo punto en la 
superficie corporal, siendo éstas; derivación aVR que registra el potencial eléctrico del brazo derecho, 
derivación aVL que registra el potencial eléctrico del brazo izquierdo y la derivación aVF la cual 
registra el potencial eléctrico en la pierna izquierda; estas son llamadas derivaciones unipolares de los 
miembros. Cada uno contra un punto de referencia el cual tiene un potencial correspondiente al centro 
del cuerpo. Este punto de referencia se obtiene al conectar los tres electrodos activos de los miembros 
en un mismo punto mediante resistores del mismo valor. El potencial en el punto de unión de los 
resistores corresponde al promedio de los potenciales de los electrodos. 
 
 En el tipo de derivación unipolar el electrodo es usado como electrodo explorador, así 
como contribuyente del punto de referencia; esta doble función provoca una señal de 
electrocardiografía (ECG) con una amplitud muy pequeña. Y en el tipo de derivación unipolar 
aumentada (figura 2.7), el electrodo utilizado como explorador no se utiliza para el punto de 
referencia, provocando el incremento en amplitud de la señal de ECG sin cambiar esto la forma de 
onda apreciablemente. 
 
 
Figura 2.7. Localización de las derivaciones unipolares.[13] 
 16 
Las derivaciones unipolares restantes son las denominadas derivaciones precordiales cuyos 
electrodos exploradores se coloca en cada uno de los seis puntos predesignados en el tórax. Estos 
puntos son llamados puntos precordiales unipolares y son designados de V1 hasta V6: 
 
• V1.- Intersección del cuarto espacio intercostal derecho con el borde derecho del esternón. 
 
• V2.- Intersección del cuarto espacio intercostal izquierdo con el borde izquierdo del 
esternón. 
 
• V3.- Entre V2 y V4. 
 
• V4.- Intersección del quinto espacio intercostal izquierdo con la línea media clavicular. 
 
• V5.- A la misma altura de V4 en la intersección con la línea axilar anterior 
 
• V6.- A la misma altura de V4 y V5 en la intersección con la línea axilar media. 
 
 Los tres electrodos activos de los miembros son utilizados para obtener el punto de 
referencia, mientras que uno de los electrodos es colocado en alguno de los puntos toráxicos es usado 
como un electrodo exploratorio (figura 2.8b). 
 
 
 
 
Figura 2.8. (a) Colocación de las precordiales, (b) Localización de las precordiales.[11] 
 
 Por esa razón todas esas derivaciones se consideran como derivaciones alejadas. En 
electrocardiografía experimental son más útiles las derivaciones directas; es decir, aquellas que se 
obtienen derivando directamente de la superficie epicárdica, de la superficie endocárdica o de las 
mismas paredes libres del músculo cardiaco [7]. 
 
 
 
 
 
 
 17 
2.2.3 REGISTRO VISUAL DEL ELECTROCARDIOGRAMA. 
 
Anteriormente el registro del electrocardiograma se hacia solo en papel, actualmente éste 
puede ser también en pantalla. 
 
Según las normas de sistemas de electrocardiografía es necesario tener un ancho de canal no 
menor a 30mm para poder visualizar fácilmente el trazo de electrocardiografía en pantalla. 
 
El papel electrocardiográfico viene provisto de una cuadricula (figura 2.9) cuyas líneas 
horizontales y verticales están separadas entre si 1mm; cada 5mm/seg, las líneas verticales que miden 
el tiempo corresponden a: 
 
.04.01 segmm = 
 
Las líneas horizontales también separadas entre si 1mm, sirven para medir el voltaje de las 
deflexiones electrocardiográficas. Cuando el aparato se ajusta a una sensitividad de 1mV por 
centímetro, una deflexión o desplazamiento de la pajilla inscriptora de 1cm equivalente de 1mV; 
como se muestra en la figura: 
 
 
 
Figura 2.9. Papel electrocardiográfico. 
 
10mm = 1mV. 
1mm 
 
1mm 
25mm = 1seg. 
 
 18 
2.2.4 BLOQUES FUNCIONALES DE UN ELECTROCARDIÓGRAFO. 
 
En la figura 2.10 se muestra un diagrama a bloques de un electrocardiógrafo de diagnóstico 
Para entender el funcionamiento global de este sistema, consideramos cada bloque por separado [13]. 
 
1. Circuito de protección. Este circuito incluye los dispositivos de protección para que los 
altos voltajes que puedan aparecer a la entrada del electrocardiógrafo no lo dañen. 
2. Selector de derivación. Cada electrodo conectado al paciente se conecta al selector de 
derivación del electrocardiógrafo. La función de este bloque es determinar qué electrodos 
son necesarios para una derivación en particular, y conectarlos al resto del circuito. En esta 
parte se hacen las conexiones para la tierra central de Wilson. Este bloque puede ser 
controlado por el operador o por el microcontrolador del electrocardiógrafo cuando se opera 
en modo automático, se selecciona una o más derivaciones para ser grabadas. En modo 
automático, cada una de las 12 derivaciones normales se graba durante 10 segundos. 
3. Señal de calibración. 1mV es la señal de la calibración, se introduce momentáneamente en 
el electrocardiógrafo para cada canal. 
4. Preamplificador. Es la etapa que lleva a cabo la amplificación inicial del ECG. Esta fase 
debe tener impedancia de la entrada muy alta y un rechazo en modo común alto (CMRR). 
Es un amplificador de instrumentación que consiste en tres amplificadores operacionales. 
5. Circuito de aislamiento. Este bloque contiene una barrera para el paso de la corriente de la 
línea comercial de 60Hz. Por ejemplo, si el paciente entrara en contacto con una línea de 
120V, esta barrera impediría que corrientes peligrosas fluyeran por paciente a través del 
amplificador conectado a la tierra del grabador o microcontrolador. 
6. Circuito de la pierna derecha. Este circuito proporciona un punto de la referencia en el 
paciente que normalmente está conectada a tierra. Esta conexión se hace a un electrodo en 
la pierna derecha del paciente. 
7. Amplificador. Amplifica la señal del ECG a un nivel en el cual se pueda registrar 
apropiadamente en el grabador. Su entrada debe tener acoplamiento para que los voltajes de 
error no sean amplificados por el preamplificador, los cuales no son detectados en su 
entrada. Estos voltajes de corriente continua, cuando son amplificados por esta etapa, 
podrían causar saturación. También en esta etapa se llevaacabo el filtro pasa banda del 
ECG para dar las características de frecuencia descritos previamente. También tiene un 
control de voltaje error, es usado para posicionar en nivel cero la señal en el esquema de 
papel. Este control ajusta el nivel de salida de la señal. 
8. Sistema de memoria. Muchos electrocardiógrafos modernos guardan electrocardiogramas 
en memoria e imprimen en papel. La señal se digitaliza primero por un convertidor 
analógico digital (ADC), y se hacen muestras de 10 segundos, de cada derivación, se 
guardan en memoria. La información del paciente introducida vía el teclado también se 
guarda. 
9. Microcontrolador. Controla el funcionamiento global del electrocardiógrafo. El operador 
puede seleccionar modos de operación, recurriendo a un programa particular. Por ejemplo, 
ella o él pueden pedir al microcontrolador generar las 12 derivaciones de un 
electrocardiógrafo estándar seleccionando tres segmentos de 10 segundos simultáneos de 
las 6 derivaciones del plano frontal seguido por tres segmentos de 10 segundos de las 6 
derivaciones del plano transversal. En algunas máquinas el microcontrolador también puede 
realizar un análisis preliminar del electrocardiograma para determinar el estado del corazón, 
reconocer algunos tipos de arritmias, calcular los ejes de varias características del 
electrocardiograma, y determinar los intervalos entre estas características. 
 19 
 Un teclado y un visualizador alfanumérico pequeño permitan al operador comunicarse con 
 el microcontrolador. 
10. Grabación-Impresión. Proporciona una copia impresa de la señal de ECG grabada. 
También imprime la identificación paciente, información clínica introducida por el 
operador, y los resultados del análisis automático del electrocardiograma. Aunque los 
grabadores oscilográficos del tipo analógico eran empleados para esta función en el pasado, 
los electrocardiógrafos modernos hacen uso de técnicas de grabación térmica o 
electrostática en las que la única parte móvil es el papel al ser transportado bajo el cabezal 
de impresión. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 2.10. Diagrama a Bloques de un Electrocardiógrafo.[13] 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
ELECTRODOS 
SENSANDO 
DETECTOR DE 
CABLES SUELTOS. 
PROTECCIÓN 
CONTRA 
DESFIBRILADOR 
SELECTOR DE 
DERIVACIÓN PREAMPLIFICADOR 
AUTO 
CALIBRACIÓN 
RESTAURACIÓN 
BASAL. 
CIRCUITO 
AISLADOR 
ELECTRODO 
 DE PIE 
DERECHO 
ADC MEMORIA 
 
FUENTE DE 
ALIMENTACIÓN 
AISLADA 
TECLADO 
TODOS LOS BLOQUES INDICADOS SE ACTIVAN DE FORMA SIMULTÁNEA PARA LAS DOCE DERIVACIONES DIFERENTES.
 ACOPLE DE 
IMPEDANCIA. 
AMPLIFICADOR GRABADOR/ 
IMPRESOR 
MICROCONTROLADOR 
VISUALIZADOR 
DEL OPERADOR 
PROGRAMA DE 
CONTROL 
PROGRAMA DE 
ANÁLISIS DEL ECG 
 20 
2.3 SISTEMAS TÍPICOS DE ELECTROCARDIOGRAFÍA. 
 
A continuación mencionaremos algunos sistemas los cuales cuentan con las mismas etapas, 
como el diseñado en el Departamento de Instrumentación Electromecánica del Instituto Nacional de 
Cardiología Ignacio Chávez. 
 
Y por tanto los métodos de calibración y seguridad al paciente pueden ser aplicables para 
estos y otros sistemas de electrocardiografía, diferenciándose de un sistema a otro solo en la conexión 
del equipo, la calibración con las terminales de los componentes electrónicos. 
 
 Como primer ejemplo tenemos el Encefalógrafo, el cual registra la actividad eléctrica del 
cerebro, y la grafica de este voltaje recibe el nombre de electroencefalograma (EEG) [14], el cual 
toma las lecturas de la diferencia de potencial eléctrico entre pares de electrodos colocados en el 
cuero cabelludo. Como puede entenderse el encefalógrafo es muy similar al electrocardiógrafo. 
 
Ambos miden diferencias de potenciales eléctricos solo que uno se refiere a las señales 
eléctricas del cerebro y el otro a las del corazón. Y por tanto siguen el mismo sistema de medición. 
 
 Por el tipo de señales que lee el EEG (del orden de 5µV a 150µV), este es muy sensitivo 
para detectar señales de la actividad del frente muscular, movimiento de ojos y cabeza, índice de 
actividad del corazón, espigas de ondas cerebrales o actividad irregular de ondas lentas, y si no se es 
cuidadoso la señal de 60Hz de la línea de alimentación. 
 
Para eliminar este ruido, el EEG generalmente incorpora un filtro pasa banda que solo 
permite el paso de frecuencia en el intervalo de 4Hz a 20Hz que es el rango en que se encuentran las 
señales detectadas, y con la amplitud mínima de 5µV. 
 
 La circuitería de los EEG modernos está dividida en 2 secciones; la de 
preamplificador/filtro y la de digitalizador/control (figura 2.11). 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 2.11. Etapas del Encefalógrafo (EEG). 
 
La etapa de preamplificador y filtro recibe los niveles de señales analógicas del orden de microvolts 
(µV) y los amplifica a niveles accesibles para su digitalización. La sección digitalizadora toma la 
señal y realiza su acondicionamiento y conversión A/D y manda los datos hacia un optoacoplador de 
la computadora para el análisis. 
 
 
 
AMPLIFICADOR 
Y FILTRO. 
DIGITALIZADOR 
Y CONTROL. 
COMPUTADORA. 
 21 
 
 Otro ejemplo es el Electrocardiógrafo EK10 [15] el cual consta de unidad principal, 
grabación, de amplificadores, de potencia, de baterías de celda seca y unidad de batería recargable. 
 
 Tiene una impedancia de entrada mayor o igual a 20MΩ, un rechazo en modo común mayor 
o igual a 60dB, respuesta en frecuencia de 0.05Hz a 100Hz, con una constante de tiempo de 3.2seg. 
 
El método de grabación es de graficación en papel, con una velocidad de graficación de 
25mm/seg y 50mm/seg. 
 
 Como se puede ver en la figura 2.12 este electrocardiógrafo contiene las partes principales 
para mostrar los trazos del corazón en papel. Ahora bien, si hacemos una comparación de las partes 
que integran a los dos equipos antes mencionados, podremos ver que no existe gran diferencia entre 
ellos. Y si comparamos a estos dos con las etapas principales de un electrocardiógrafo, 
comprobaremos que ambos equipos contienen las mismas etapas. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
Figura 2.12. Etapas del electrocardiógrafo EK10. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
UNIDAD DE 
AMPLIFICACIÓN. 
UNIDAD 
PRINCIPAL. 
UNIDAD DE 
GRABACIÓN. 
UNIDAD DE 
POTENCIA. 
UNIDAD DE 
BATERÍAS. 
 22 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
CAPÍTULO III. 
 
 
 
NORMAS PARA SISTEMAS DE 
ELECTROCARDIOGRAFÍA. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 23 
3.1. REQUERIMIENTOS. 
 
 Para la elaboración del protocolo de calibración y pruebas de cualquier sistema de 
electrocardiografía es necesario conocer las especificaciones de funcionamiento de estos sistemas, 
consultando tanto las normas americanas para seguridad eléctrica, medidor de frecuencia cardiaca 
[16] y calibración, desarrolladas por la Asociación para el Avance de la Instrumentación Médica 
(AAMI) y aprobadas por el Instituto Nacional de Estándares Americanos (ANSI); así como también 
las Normas para equipos médicos [17] desarrolladas por departamento de control de calidad del 
Instituto Mexicano del Seguro Social (IMSS). 
 
Y haciendo una comparación entre estas normas, se encontró que en ambas contienen 
básicamente las mismas especificaciones. Estas establecen las condiciones mínimas de 
funcionamiento y los métodos de prueba que deben cumplir los equipos de electrocardiografía de uno 
o de varios canales con alimentación de corriente alterna, siendo aplicables a los siguientes tipos de 
equipos: 
 
• Monitores de frecuencia cardiaca, basados en monitoreo en salas de cuidado intensivo. 
 
• Monitores de ECG, utilizando telemetría en terapia intensiva e intermedia. 
 
• Sistemas con más subsistemas integrados, como puede ser monitor de arritmias y monitor 
de desfibrilador. 
 
• Monitores con despliegue en pantalla y/o gráfico. 
 
• Electrocardiógrafos. 
 
 
3.2 MARCAJE EN EL SISTEMA. 
 
 Seguridadeléctrica.- Deben de marcarse los sistemas para prevenir al personal de 
mantenimiento de las descargas de potenciales peligrosos por contacto accidental con partes de éste, o 
para identificar las partes del sistema con corrientes comunes que puedan sobrecargar algunas líneas 
mediante su fuente, el marcaje será colocado en sitios que sean fácilmente visibles y de tal forma que 
sean claramente entendibles. 
 
Longitud del cable de paciente.- La longitud del cable entre el conector del equipo y los 
conectores de los electrodos no debe ser menor a 2 mts (figura 3.1). 
 
 
 
 
 
 
2.00 METROS 
 
 
Figura 3.1. Longitud del cable del paciente. 
 24 
 Nomenclatura y color de los electrodos de conexión al paciente.- Si se usan, deben 
asociarse a un color individualmente para cada electrodo del cable de paciente y/o, si son usados 
conectores de paciente, con la nomenclatura en el punto final de la derivación del cable. Las leyendas 
permanentes en el cable de paciente solo se utilizarán para la identificación en la conexión de los 
electrodos de paciente individuales. En la tabla 3.1 se da el código de colores y definición de 
conexión de los electrodos del cable del paciente. 
 
CÓDIGO 1. CÓDIGO 2. 
LEYENDA. COLOR. LEYENDA. COLOR. 
DESCRIPCIÓN. 
 
R 
 
RA 
 
BRAZO DERECHO. 
L 
 
LA 
 
BRAZO IZQUIERDO. 
F 
 
RR 
 
PIERNA IZQUIERDA. 
N 
 
RL 
 
PIERNA DERECHA. 
C1 
 
V1 
 
PRECORDIAL 1. 
C2 
 
V2 
 
PRECORDIAL 2. 
C3 
 
V3 
 
PRECORDIAL 3. 
C4 
 
V4 
 
PRECORDIAL 4. 
C5 
 
V5 
 
PRECORDIAL 5. 
C6 
 
V6 
 
PRECORDIAL 6. 
 
Tabla 3.1. Identificación del cable del paciente. 
 
 
3.3 ESPECIFICACIONES DE FUNCIONAMIENTO. 
 
 Protección en electrocirugía y diatermia.- La información preventiva será dada si hay 
interferencia electromagnética o sobrecarga de potencia causada por instrumentos de electrocirugía o 
diatermia que puedan dañar al electrocardiógrafo. 
 
 Frecuencia cardiaca promedio.- El promedio de la frecuencia cardiaca por minuto será 
calculada, si es aplicable, se indicará la forma de actualización. 
 
 Exactitud de medición de frecuencia cardiaca y respuesta a arritmias irregulares.- La 
estabilización del rango de frecuencia cardiaca debe hacerse dentro del intervalo de estabilización de 
20 seg del sistema para los 4 tipos de alternativas de complejos ECG descritos en la figura 2.2. 
 
 
 
 
 25 
 Tiempo de respuesta en la medición de frecuencia cardiaca por cambios de ésta.- Se dará 
el tiempo necesario de actualización del sistema, para que el frecuencímetro pueda iniciar una nueva 
frecuencia para un incremento rápido de 80 latidos a 120 latidos por minuto (LPM), y un decremento 
rápido de 80 LPM a 40 LPM. 
 
El tiempo de respuesta es medido del primer complejo QRS de la nueva frecuencia, hasta el 
momento en que se estabilice el frecuencímetro (figura 3.2 (a)) a una frecuencia de 12 LPM o más, y 
(figura 3.2 (b)) a una frecuencia de 40 LPM o menos. 
 
 
 
 (a) Arritmia ventricular: La duración del (b) Arritmia ventricular de baja alteración: 
 complejo QRS es de 1500mseg; el El rango de duración del complejo es de 
 rango de duración es de 80 LPM. 60 LPM. 
 
 
 (c) Arritmia ventricular de rápida (d) Sístole bidireccional: El rango de duración 
 alteración: El rango de duración del del complejo QRS es de 90 LPM. 
 complejo QRS es de 120 LPM. 
 
Figura 3.2. Exactitud de medición de frecuencia cardiaca y respuesta a arritmias irregulares. 
 
 
 
 
 
 
 26 
3.4 REQUERIMIENTOS DE FUNCIONAMIENTO. 
 
3.4.1 CONDICIONES DE OPERACIÓN. 
 
 Los requerimientos de funcionamiento de estas normas indican que los sistemas de 
electrocardiografía deberán operar bajo condiciones ambientales normales. 
 
3.4.2 PROTECCIÓN A SOBRECARGA. 
 
 Voltaje de corriente alterna.- El sistema no debe presentar daño alguno al aplicársele, 
según las normas, un voltaje diferencial de 1VPP a una frecuencia de 60Hz, en un intervalo de 10 seg 
en cualquier electrodo del cable del paciente, y con cualquier derivación seleccionada. 
 
 Protección a sobrecarga por desfibrilación.- El sistema debe tener una recuperación a 
funcionamiento normal no mayor a 8 seg después de exponer cualquier electrodo del cable de 
paciente a una descarga de forma senoidal que simula una desfibrilación. 
 
La fuente generadora deberá aplicar un voltaje mínimo de 5KV y la potencia disipada por 
esta prueba será de 360J. La forma de onda será aplicada a intervalos de 20 seg sobre una carga de 
50Ω, con 400Ω puestos entre la carga de 50Ω del desfibrilador y una conexión del electrocardiógrafo 
(figura 3.3). Después de esta prueba el electrocardiógrafo deberá cumplir con todas las normas 
especificadas subsecuentemente. 
 
 
 
Figura 3.3. Circuito prueba de desfibrilación. 
 27 
3.4.3 CORRIENTES DE RIESGO. 
 
 El sistema debe utilizar un aislamiento a la conexión del cable de paciente. El flujo de 
corrientes de riesgo hacia el paciente a través de la conexión de los electrodos del paciente, chasis o 
controles del monitor, no deberá exceder los siguientes límites especificados: 
 
Del paciente al equipo…………………700mA de C.A. 
Del equipo al paciente…………………10µA de C.A. 
 
Tolerancia del voltaje de 60Hz.- La amplitud máxima del voltaje pico a pico de una onda 
sinusoidal de 60Hz la cual puede ser sumada a un tren de señal QRS, no deberá exceder los límites de 
error de exactitud de rango de frecuencia de ±10% de la frecuencia de entrada o ±5 LPM 
especificados en “rango y exactitud del frecuencímetro”, esta será de 100µV pico a pico. La señal de 
QRS tendrá una amplitud de 0.5mV, una duración de 100mseg y un rango de repetición de 80 LPM. 
 
3.4.4 SISTEMAS DE ALARMA. 
 
 Si tiene, el electrocardiógrafo generará una alarma visible y/o audible cuando el rango de 
frecuencia cardiaca de entrada está fuera de los límites de frecuencia preseleccionados, por más de un 
tiempo especificado. Si la estación central no esta conectada a la cama del paciente, las alarmas 
deberán estar colocadas en la cabecera de ésta, pero si se tiene conexión con la estación central, las 
alarmas pueden estar en dicha estación. Además el sistema de alarmas deberá cumplir los siguientes 
requerimientos: 
 
 Límite del rango de alarmas.- El límite superior del rango de alarmas será hasta 200 LPM o 
más en monitores para adultos y de 250 LPM o más para monitores pediátricos; el límite inferior del 
rango del sistema de alarmas será de 30 LPM. 
 
 Resolución de límites de alarmas establecidos.- Esta será del ±10% de los limites 
nominales o de ±5 LPM para ambos límites. Además, las señales de ECG con rangos menores al 
especificado en el límite inferior del rango no variarán al generarse una alarma. Las señales de ECG 
superiores a los límites mayores del rango de alarmas, arriba de 300 LPM (350 para monitores 
pediátricos), no variarán al generarse una alarma. 
 
 Tiempo de alarma por paro cardiaco.- El tiempo mínimo de alarma al cambiar el rango de 
frecuencia de 80 LPM a 0 LPM, con un límite de alarma inferior especificado a 60 LPM no excederá 
los 10 segundos. 
 
 Tiempo de alarma por intervalos de baja frecuencia.- El tiempo mínimo de alarma al 
cambiar el rango de frecuencia de 80 LPM a 40 LPM, con límite de alarma inferior especificado a 60 
LPM no excederá los 10 segundos. 
 
 Tiempo de alarma por intervalos de alta frecuencia.- El tiempo mínimo de alarma al 
cambiar el rango de frecuencia de 80 LPM a 120 LPM, con un límite de alarma superior especificado 
en 100 LPM no deberá exceder los 10 segundos. 
 
 28 
 Silenciador de alarma.- Se podrán deshabilitar las alarmas audibles y visibles después de su 
activación. El fabricanteespecificará el tiempo requerido para la reactivación de la alarma; y si el 
tiempo es ajustable, también se especificará el rango de intervalos de tiempo para su reactivación. 
 
 Desactivación de alarmas.- Si las alarmas pueden ser desactivadas o apagadas, éstas 
condiciones deberán especificarse claramente en el panel de la cabecera de la cama del paciente, o si 
el sistema es conectado a la central remota de monitoreo, en la estación central de monitoreo. 
 
3.4.5 VOLTAJE DE CALIBRACIÓN. 
 
• El sistema debe disponer de una función escalón equivalente a 1mV para realizar 
pruebas de rutina y mostrar en el registro la sensitividad que tiene en el momento 
el sistema. 
• La señal de calibración debe estar disponible en todas las posiciones del selector 
de derivaciones, y/o en la posición de “prueba”. 
• Si el sistema tiene un control independiente para proporcionar el voltaje de 
calibración, este debe marcarse con “1mV”. 
• La señal de calibración debe añadirse antes de cualquier acoplamiento que 
determine la constante de tiempo. 
 
Error del voltaje de calibración.- Este no debe exceder ±5% de la amplitud 
 
3.4.6 CONTROL DE SENSITIVIDAD. 
 
 El sistema debe de tener un control para seleccionar a las siguientes sensitividades: 
 
 5mm/mV 
 10mm/mV 
 20mm/mV 
 
 La variación máxima de la sensitividad a través del tiempo no debe exceder ±5% de los 
valores mencionados anteriormente. 
 
3.4.7 INTERACCIÓN ENTRE CANALES DE ECG. 
 
 La interacción entre canales no debe producir deflexiones mayores de 0.5mm en cualquier 
canal. 
 
3.4.8 RESPUESTA EN FRECUENCIA. 
 
 El sistema debe responder en frecuencia según se indica a continuación en la tabla 3.2: 
 
 
 
 
 
 
 
 29 
FRECUENCIA VALOR DE AMPLITUD. 
0.05Hz 70% 
60Hz 70% 
120Hz 70% 
 
Tabla 3.2. Respuesta en frecuencia para equipos electrocardiográficos. 
 
Para valores de frecuencia menores de 0.5Hz el decremento de amplitud en el registro para 
los primeros 360 mili seg, no debe exceder del valor producido por una constante de tiempo de 3.2 
segundos. 
 
3.4.9 SOBRE TIRO. 
 
 El sobretiro (tiempo que transcurre para que la respuesta de estado cero alcance su valor 
máximo) para una entrada de función escalón de 1mV no debe ser mayor al 10% en amplitud. 
 
3.4.10 RECHAZO EN MODO COMÚN. 
 
 Con una fuente de 20VRMS de amplitud, a 60Hz de frecuencia aplicados a la entrada del 
sistema, con un resistor de 51KΩ en paralelo, y un condensador de 47µF simulando un desbalance de 
impedancias en la unión electrodo piel, deberá producirse un registro que no exceda el valor de 10mm 
pico a pico a sensitividad normal de 5mm/mV ver figura 3.4. 
 
 
 
Figura 3.4. Circuito prueba del rechazo en modo común; C2 y CT simulan la capacitancia del 
paciente a tierra. 
 30 
3.4.11 IMPEDANCIA DE ENTRADA. 
 
 Con una impedancia de electrodo a piel simulada por un resistor de R1= 620KΩ en paralelo 
con un capacitor de C1= 0.47nF en serie con cualquier electrodo del cable del paciente, no debe 
resultar una reducción de la señal a menos del 20% de la obtenida a través de la impedancia del 
simulador con el filtro pasa banda de 0.05Hz a 120Hz como se muestra en la figura 3.5. 
 
 
 
Figura 3.5. Prueba de Impedancia de entrada 
 
Esta reducción no excederá los potenciales del voltaje de error especificados en “entrada de 
rango dinámico”. 
 
 Estos requerimientos deben de ser los mismos para cualquier derivación seleccionada. Una 
impedancia límite simple de entrada de un mínimo de 2.5MΩ a 10Hz es necesaria para cumplir con 
este requerimiento. 
 
3.4.12 RUIDO EN EL SISTEMA. 
 
 El ruido existe en el cable de paciente, en todos los circuitos internos y en el despliegue de 
salidas, este no debe exceder los 40µV pico a pico referidos a la entrada con una resistencia de 51KΩ 
en paralelo con un condensador de 47nF desde cada electrodo de paciente hasta la unión común en el 
intervalo de frecuencia entre 0.05Hz y 120Hz. 
 
 
 
 
 
 31 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
CAPÍTULO IV. 
 
 
 
ELECTROCARDIÓGRAFO DE 
DOCE DERIVACIONES, 
DE BAJO CONSUMO Y 
COMUNICADO POR USB. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 32 
4.1 DIAGRAMA A BLOQUES. 
 
 Para iniciar con el diseño del electrocardiógrafo primero se debe de tener una idea básica de 
las necesidades por cubrir, doce derivaciones, bajo consumo y comunicado por USB, así como cada 
uno de los bloques funcionales de un sistema de este tipo, como ya se describió antes. En el diagrama 
a bloques de la figura 4.1 se muestra cada una de las partes que constituyen el proyecto, a 
continuación se da una breve explicación de cada una de las etapas del diseño: 
 
Electrodos.- Inicio de la conversión de la energía del corazón; se convierte de energía 
iónica a energía eléctrica, en esta etapa son tomados en cuenta los tres electrodos de cada extremidad 
del paciente, más las seis derivaciones precordiales de la región del corazón y por último el electrodo 
de balance de impedancias; es decir el electrodo de la pierna derecha. 
 
Acoplamiento y protección.- Aquí se tienen los voltajes recién convertidos, son 
introducidos en amplificadores operacionales en configuración de seguidores de voltaje, así la misma 
señal de entrada se tiene a la salida de esto y, poder procesarla más adelante, también se coloca la 
protección (puentes de diodos de alta velocidad de conmutación) contra descargas provenientes del 
desfibrilador. 
 
Red de Wilson.- Parte del electrocardiógrafo, donde se obtiene el punto neutro, mejor 
conocido como la tierra central de Wilson (TCW), el cual es el punto de referencia para medir los 
potenciales de las derivaciones precordiales y unipolares. 
 
Pulso de calibración.- Bloque donde se genera la señal de calibración para comprobar la 
ganancia del sistema y hacer el ajuste de la misma, si es necesario. 
 
 Selección.- Bloque que tiene por función el control de las señales provenientes; tanto en la 
red de Wilson, como de las derivaciones precordiales y el pulso de calibración, todas son introducidas 
a llaves analógicas y haciendo uso de un microcontrolador, el cual a su vez depende de las 
necesidades del usuario, este hace el cambio de las doce derivaciones disponibles, (divididas en tres 
canales simultáneos) que se deseen registrar y almacenar. 
 
 Amplificación.- Seleccionadas las derivaciones se procede a su amplificación, esta se hace 
mediante amplificadores de instrumentación, aquí se amplifica inicialmente las señales de ECG, ya 
que el electrocardiógrafo de doce derivaciones, bajo consumo y comunicado por USB, cuenta con dos 
etapas de amplificación, y por norma el sistema debe contar con una ganancia total de 1000, por tanto, 
se comienza la amplificación con una ganancia de 20. 
 
 Restauración de basal.- Cuando se adquiriere determinada derivación, y se necesita medir 
otra diferente, al momento de hacer el cambio de una derivación a otra se presenta un nivel de voltaje 
(offset), este satura la señal de electrocardiograma, así mismo la señal de comienza a oscilar, hasta 
llegar a estabilizarse, y una vez ahí es posible registrar dicha señal, para evitar esto se necesita un 
dispositivo el cual permita regresar los valores de voltaje a estado basal, a los elementos usados en el 
electrocardiógrafo, así de este modo cuando se este almacenando cierta derivación y se realiza el 
cambio por otra, antes que se comience con la adquisición se inicializan los valores la señal y acto 
seguido principia el registro y de esta forma no existe perdida de datos para la adquisición. 
 
 
 33 
 Filtrado.- Esta etapa esta sujeta a limitar el ancho de banda de la señal de ECG, dichode 
otro modo; por norma el ancho de banda para equipos de electrocardiografía es de 0.05Hz a 120Hz 
así que se hace uso de filtros activos y digitales, comenzado con un filtro pasa altas (Highpass), 
continuando con un filtro muesca (notch) y terminando con un filtro pasa bajas (lowpass) obteniendo 
el ancho de banda requerido. 
 
 Amplificación final.- Limpia nuestra señal pasa por la etapa de amplificación final, con 
ganancia de 50 para obtener la ganancia de 1000 descrita anteriormente; por otro lado en este bloque 
la señal de ECG esta libre de ruido y voltajes de error. 
 
 Aislamiento.- Se tiene que garantizar la seguridad del paciente, por esta razón debe contar 
con protección contra cualquier descarga de la línea comercial, de los tipos de aislamientos conocidos 
(óptico, capacitivo y magnético) se eligió este último, que es el que mejor se acopló al diseño, 
cubriendo las características descritas con las que va a contar el electrocardiógrafo. 
 
 Interfase USB.- Es el bloque donde se hace la conversión digital de las señales 
provenientes del paciente, se usó un sistema de adquisicón comercial, también se encarga de hacer la 
comunicación USB con la computadora. 
 
Puerto USB.- Última etapa del circuito, aquí la señal cumple con las normas establecidas 
tanto de seguridad eléctrica como de medición, una vez que se tiene la comunicación con la PC 
portátil, o en su caso de escritorio la señal puede ser almacenada para su estudio y ayudar con el 
diagnóstico clínico. 
 
Este es el diagrama a bloques del electrocardiógrafo y se muestra en la figura 4.1 aquí se dio 
un bosquejo rápido de cada bloque funcional y se detallara cuado se llegue al diseño esquemático del 
mismo. 
 
 
 
Figura 4.1. Diagrama a bloques del electrocardiógrafo de doce derivaciones, bajo consumo y 
comunicado por USB. 
ELECTRODOS 
PROVENIENTES 
 DEL PACIENTE. 
ACOPLAMIENTO. 
(BUFFERS) 
DIODOS DE 
 PROTECCIÓN. 
RED 
DE 
WILSON. 
PULSO 
DE 
CALIBRACIÓN. 
SELECCCIÓN 
DE LAS 
DERIVACIONES. 
AMPLIFICACIÓN 
FINAL. 
AMPLIFICACIÓN 
INICIAL. 
MICROCONTROLADOR. 
AISLAMIENTO 
ELÉCTRICO. 
INTERFASE USB. 
RESTAURACIÓN DE 
BASAL. 
FILTRADO 
 DEL ECG. 
PUERTO USB. 
 34 
4.2 CRITERIOS ADOPTADOS PARA EL DISEÑO. 
 
 Ya se tienen contempladas las características para su funcionamiento; ahora bien tenemos 
que sujetarnos a los lineamientos que indica el puerto USB ya que por este medio se hará el 
almacenamiento de los datos. 
 
 A continuación se describen los criterios más importantes que tomaron en cuenta para el 
diseño. 
 
Dispositivos de bajo consumo.- Uno de los objetivos particulares del sistema es; que se 
comunique vía puerto USB, hacia la computadora, así que se esta sujeto a trabajar con los recursos 
que tiene disponibles, proporciona una corriente máxima de 100mA; esto en condiciones ideales, pero 
en condiciones reales y óptimas solo entrega alrededor del 85mA [18] de la corriente total, es decir; el 
85% de eficiencia. Esto nos da una pauta, para utilizar dispositivos con el menor consumo posible a 
fin de no demandar más cantidad de corriente que la que USB pudiera entregar, pues provocaríamos 
daños irreversibles en el puerto. 
 
Dispositivos de alimentación con 0V a 5V.- USB proporciona una alimentación de 0V a 
5V, esto representa una limitante; ya que los dispositivos disponibles en el mercado, los de más fácil 
acceso tienen su voltaje de operación dual, comúnmente ±5V, teniendo un rango dinámico de 8V, 
como resultado los elementos que se utilizaron en el diseño tienen un voltaje de funcionamiento igual 
al suministrado por el puerto, para resolver el inconveniente de alimentación dual; se diseño y se 
construyó un circuito, que simuló una tierra de referencia, es decir; un nivel de offset de 2.5V así el 
rango dinámico será de 5V, para comprender mejor esta idea se explica en la figura 4.2. 
 
 
 
 
 
 
Figura 4.2. (a) Rango dinámico de 8V y (b) Rango dinámico de 5V. 
 
 
0 
1 
2 
3 
4 
5 
6 
-1 
-2 
-3 
-4 
-5 
-6 
VOLTAJE DE OPERACIÓN. 
(V) 
TIEMPO DE OPERACIÓN. 
(seg) 
A B C D E F 
0 
1 
2 
3 
4 
5 
6 
VOLTAJE DE OPERACIÓN. 
(V) 
A B C D E F 
(a) (b) 
 35 
 
Dispositivos con características eficientes de operación.- Los elementos a utilizar deben 
poseer características óptimas de operación, debido a que las señales a procesar son de suma 
importancia; por ello es necesario que cuenten con las mejores características, y así tener la seguridad 
de hacer una buena adquisición del ECG, a continuación se dan algunas características consideradas 
para el diseño. 
 
• Respuesta en frecuencia que este dentro del ancho de banda de un electrocardiógrafo de 
diagnóstico. 
 
• Dispositivos con alta velocidad de conmutación y conducción. 
 
• Elementos con impedancia de entrada en modo común y diferencial del orden de 1*1013Ω, 
para la parte de la amplificación de las señales. 
 
• Dispositivos de control confiables. 
 
 Como nota de aclaración todos los dispositivos a elegir tanto pasivos como activos deben 
tener encapsulado PDIP (Dual In Line Plastic Packages) y MSOP (Mini Small Outline Package), 
SOIC (Small Outline Integrated Circuit), etc. Ya que es otro de los objetivos de este trabajo reducir 
las dimensiones físicas del equipo. 
 
Es importante mencionar que una vez realizado el circuito prototipo del electrocardiógrafo y 
después de haber hecho el protocolo de calibración, pruebas y caracterización de cada una de las 
etapas, se procedió a diseñar un nuevo sistema a partir del circuito prototipo elaborado en tablilla de 
prueba, el nuevo diseño cuenta con circuitos integrados y elementos pasivos de montaje superficial 
dando como resultado la reducción de las dimensiones físicas del electrocardiógrafo. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 36 
4.3 DESIGNACIÓN DE LOS DISPOSITIVOS A UTILIZAR. 
 
 Debido a que existe una gran variedad de chips en el mercado, en cada uno de ellos varían 
sus características eléctricas, las cuales dependen de la tecnología con que fueron hechos, es ahí 
donde principia nuestro trabajo. 
 
Para la designación se realizó primeramente una búsqueda de todos los componentes 
disponibles, paso seguido se estudio todas y cada una de sus especificaciones de funcionamiento y por 
último se realizo un comparativo de todos y se eligieron los dispositivos que presentaron los mejores 
recursos. 
 
Se consultaron de 5 a 6 hojas de especificaciones de diferentes chips aproximadamente, de 
la búsqueda realizada se presenta una comparativa de dos componentes de cada tipo, de sus 
características más significativas; todos los primeros dispositivos son los que presentan características 
de funcionamiento más cercanas a los que se eligieron para el diseño, estos últimos por sus mejores 
características de funcionamiento fueron elegidos sobre los primeros. 
 
Dentro de cada una de las comparativas se hará las aclaraciones pertinentes en caso de ser 
necesario para una mejor comprensión y justificación del uso de los dispositivos seleccionados para el 
electrocardiógrafo. Las comparativas se muestran de las tablas 4.1 a 4.9: 
 
RESISTOR. REF3125. 
IMAGEN. 
 
 
 
 
 
 
 
 
ESPECIFICACIONES ELÉCTRICAS. 
Valor: 15Ω. 
Tolerancia: ±5%. 
Voltaje máximo: 500V. 
Alimentación de operación: 5V. 
Voltaje de salida: 2.5V. 
Corriente de alimentación máxima: 100µA. 
Corriente de salida máxima: 10mA. 
Voltaje de Ruido de salida: 33µVPP. 
Regulación de carga: 30µV/mA. 
Rango de temperatura: -55º a +125ºC. 
OBSERVACIONES. 
Se analizan los componentes para elaborar la tierra de referencia, se opta por el REF3125 debido a 
que al usar los resistores para elaborar un divisor de voltaje, toda la corriente que se llegue a requerir 
se tendrá que drenar del arreglo de ellos elevando el consumo total del sistema, debido al consumo 
que requiere el chip para su funcionamiento, la cantidad de corriente que entrega y la estabilidad 
fueron los criterios significativos,para hacer la toma de decisión sobre que elemento usar. 
 
Tabla 4.1. Tierra de referencia a 2.5V y pulso de calibración. 
 
 
 
 37 
TL084CN. MCP6144. 
IMAGEN. 
 
 
 
 
 
 
 
 
ESPECIFICACIONES ELÉCTRICAS. 
Alimentación de operación: ±5V. 
Corriente de alimentación: 11.2mA. 
Desplazamiento del voltaje de entrada: 20mV. 
Corriente error de entrada: 5nA. 
Corriente de polarización: 400pA. 
Rango de temperatura: 0ºC a 70ºC. 
 Alimentación de operación: 0V a 5V. 
Corriente de alimentación: 4µA. 
Desplazamiento del voltaje de entrada: 3mV. 
Corriente error de entrada: 5pA. 
Corriente de polarización: 1pA. 
Rango de temperatura: -40ºC a +150ºC. 
OBSERVACIONES. 
Los amplificadores se usaran en diferentes configuraciones, seguidor de voltaje, tierra de referencia, 
amplificador inversor y filtro pasa altas tipo Butterworth. 
 
Tabla 4.2. Amplificadores operacionales. 
 
MC14052B. MAX4618. 
IMAGEN. 
 
 
 
 
 
 
 
 
ESPECIFICACIONES ELÉCTRICAS. 
Alimentación de operación: ±5V. 
Corriente de alimentación: ±10mA. 
Voltaje de nivel alto: 3.5V. 
Voltaje de nivel bajo: 1.5V. 
Tiempo de encendido (conmutación): 720ns. 
Tiempo de apagado (abierto): 600ns. 
Tiempo de transferencia: 90ns. 
Resistencia de encendido: 135Ω. 
Resistencia de apagado: 1.2KΩ. 
Rango de temperatura: -55ºC a +125ºC. 
Alimentación de operación: 0V a 5V. 
Corriente de alimentación: 10µA. 
Voltaje de nivel alto: 2.4V. 
Voltaje de nivel bajo: 0.8V. 
Tiempo de encendido (conmutación): 15ns. 
Tiempo de apagado (abierto): 10ns. 
Tiempo de transferencia: 15ns. 
Resistencia de encendido: 8Ω Typ. 
Resistencia entre canales: 0.2Ω. 
Rango de temperatura: -40ºC a +85ºC. 
OBSERVACIONES. 
Este elemento se utilizará para controlar la selección de las derivaciones. 
 
Tabla 4.3. Llaves analógicas. 
 
 
 38 
CD4066BC. MAX4514. 
IMAGEN. 
 
 
 
 
 
 
 
 
ESPECIFICACIONES ELÉCTRICAS. 
Alimentación de operación: 0V a 5V. 
Corriente de alimentación: 28mA. 
Voltaje de nivel alto: 3.5V. 
Voltaje de nivel bajo: 1.5V. 
Tiempo de encendido (conmutación): 125ns. 
Tiempo de apagado (abierto): 125ns. 
Tiempo de transferencia: 55ns. 
Resistencia de encendido: 270Ω. 
Resistencia de apagado:1050Ω. 
Rango de temperatura: -40ºC a +85ºC. 
Alimentación de operación: 0V a 5V. 
Corriente de alimentación: 10µA. 
Voltaje de nivel alto: 2.4V. 
Voltaje de nivel bajo: 0.8V. 
Tiempo de encendido (conmutación): 30ns. 
Tiempo de apagado (abierto): 20ns. 
Tiempo de transferencia: 10ns. 
Resistencia de encendido: 1Ω. 
Resistencia de apagado:10Ω. 
Rango de temperatura: -55ºC a +125ºC. 
OBSERVACIONES. 
Dispositivos a utilizar en la etapa de restauración de basal. 
 
Tabla 4.4. Circuitos de conmutación. 
 
AD620. MAX7410. 
IMAGEN. 
 
 
 
ESPECIFICACIONES ELÉCTRICAS. 
Alimentación de operación: 0V a 5V. 
Corriente de alimentación: 1.1mA. 
Voltaje error de entrada: 30µV. 
Corriente error de entrada: 0.3nA. 
Corriente de polarización: 500pA. 
Rango de ganancia: 1 a 1000. 
Impedancia de entrada diferencial: 10GΩ /2pF. 
Impedancia de entrada común: 10GΩ/2pF. 
CMRR: 110dB. 
Rango de temperatura: -55ºC a +125ºC. 
Alimentación de operación: 0V a 5V. 
Corriente de alimentación: 1.2mA. 
Voltaje error de entrada: 4mV. 
Corriente error de entrada: 5nA. 
Orden del filtro digital: 100dB/dec. (5º orden). 
Entrada alta de reloj: 4.5V. 
Entrada baja de reloj: 0.5V. 
Corriente de entrada de reloj: 13.5µA. 
Rango de temperatura: -40ºC a +85ºC. 
 
Tabla 4.5. Amplificador de Instrumentación. 
 
 39 
 De los dos dispositivos mencionados anteriormente en la tabla 4.5, no se realizó la 
comparación debido a que; el elemento con el cual es dicha comparativa es el TL084CN, y ya fue 
comparado en la tabla 4.2, por tanto se conocen sus características de funcionamiento, y hacer la 
comparativa nuevamente es tedioso, así de este modo solo se presentan dos dispositivos juntos, los 
cuales se compararon con el TL084CN, solo que es importante hacer esta aclaración para una 
comprensión más sencilla de los componentes utilizados. 
 
 Los siguientes dispositivos son de nueva implementación por tal motivo se presentan sin 
hacer comparativo son aplicados para aislamiento del paciente, control en cambio de derivación, y 
generador de pulsos cuadrados para la señal de reloj de los filtros digitales. 
 
DCP010512BP. H11L1. 
IMAGEN. 
 
ESPECIFICACIONES ELÉCTRICAS. 
Voltaje de entrada: 4.5V min a 5.5V max. 
Voltaje de salida aislado: +12V No regulados. 
Voltaje de aislamiento: 1KRMS. 
Rango de temperatura:-40ºC a +100ºC. 
Eficiencia: 85%. 
Corriente sin carga: 29mA. 
Corriente de salida máxima: 83mA. 
 Energía de salida a carga completa: 1W. 
Voltaje de entrada: 1.3V min 1.5V max. 
Corriente de IRED: 4mA. 
Corriente de encendido para el Detector: 1.6mA. 
Voltaje de aislamiento: 7500 VCAPK. 
Tiempo de encendido: 1.2μs. 
Tiempo de apagado: 1.2μs. 
Rango de temperatura:-40ºC a +85ºC. 
 
Tabla 4.6. Dispositivos de aislamiento. 
 
 PIC12F675. 
IMAGEN. 
 
 
 
 
 
ESPECIFICACIONES ELÉCTRICAS. 
Alimentación de operación: 0V a 5V. 
Corriente de alimentación: 85µA @ 32KHz a 2V y 100µA @ 1MHz a 2V. 
Rango de temperatura: -40ºC a +85ºC. 
Cuenta con oscilador interno programable. 
6 pines entrada salida. 
OBSERVACIONES. 
El microcontrolador se eligió principalmente por las características de funcionamiento, su bajo 
consumo, bajo costo y finalmente no tiene comparación con ningún TIMER comercial solo necesita 
alimentación programación y genera la señal de reloj necesaria. 
Tabla 4.7. Generadores de señales para los filtros digitales. 
 
 40 
 PIC18LF2550. 
IMAGEN. 
 
 
 
 
 
 
 
ESPECIFICACIONES ELÉCTRICAS. 
Alimentación de operación: 0V a 5V. 
Corriente de operación: 5mA @ 4MHz a 5V en modo RUN. 
Rango de temperatura: -40ºC a +85ºC. 
Comunicación USB V2.0. 
Corriente de salida máxima de 25mA. 
OBSERVACIONES. 
El uso del PIC es para controlar la selección de las derivaciones, así como también la restauración de 
basal, y tener experiencia en la programación, e ir familiarizándose con él, para que en futuros 
proyectos hacer la conversión analógica a digital y la adquisición de la señal de electrocardiograma a 
través de este dispositivo y no utilizar un sistema comercial. 
 
Tabla 4.8. Control del electrocardiógrafo. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 41 
 USB-1208FS. 
IMAGEN. 
 
 
 
ESPECIFICACIONES ELÉCTRICAS. 
 
Alimentación de operación: 0V a 5V por vía USB. 
Corriente total de operación: 80mA incluyendo el funcionamiento del led (10mA). 
Rango de temperatura: 0ºC a +70ºC. 
Impedancia de entrada:122KΩ.. 
Tipo de convesión: Por aproximaciones sucesivas. 
Resolución en modo simple: 11 Bits. 
Resolución en modo diferencial: 12 Bits sin perdida de código. 
Número de canales: 8 canales en modo simple y 4 en modo diferecial, seleccionables por software. 
Rango de entrada en modo simple: 10V con G = 2 seleccionable por software. 
Rango de entrada en modo diferencial: 20V con G = 1 seleccionable por software. 
Longitud de conexión máxima del usuario: 3 mts. 
Velocidad de comunicación; USB 2.0 Full Speed (velocidad completa), y compatible con USb 1.1 y 
USB 2.0. 
Nivel alto de salida digital: 3.8V mínimo. 
Nivel bajo de salida digital: 0.7V máximo. 
Corriente de salida máxima conectado al puerto USB: 20mA. 
Corriente de salida máxima conectado a un hubb, con alimentación externa: 420mA. 
 
Cuenta con una memoria no volátil interna del tipo EEPROM (Electrically Erasable Programmable 
Read Only Memory), de 1KB configurada en tres partes 128 bytes son del sistema de datos 
(reservados), 384 bytes de llamada de dato y 512 bytes, en area de uso, estos dos últimas partes son 
leibles y escribibles. 
 
Además cuenta con un microcontrolador PIC18F8520, este cuenta con arquitectura RISC, y una 
memoria de programa de 2KB. 
 
Tabla 4.9. Sistema de adquisición de datos comercial (SAD). 
 
 
 
 42 
4.4 DISEÑO E INTERPRETACIÓN DEL CIRCUITO. 
 
 Una vez que se tienen todos los componentes así como la idea de lo que se