—¿Qué es y para que se utiliza?
—Actividad Eléctrica Cardiaca.
—Nomenclatura de las Ondas del Electrocardiograma.
—Derivaciones Electrocardiográficas.
—Diagrama a bloques del Módulo de Electrocardiografía 12 derivaciones.
Es un procedimiento de diagnóstico con el que se obtiene un registro
de la actividad eléctrica del corazón. Es la técnica más usada para
el estudio electrofisiológico del corazón, debido a que es un método
no invasivo y permite registrar la actividad eléctrica del corazón
desde la superficie del cuerpo humano.
Desde sus inicios el ECG ha sido interpretado a partir de la morfología
de las ondas y complejos que componen el ciclo cardíaco y de las
mediciones de intervalos de tiempo entre las diferentes ondas,
complejos y segmentos. Las contracciones rítmicas del corazón
están controladas por una serie ordenada de descargas eléctricas
que se originan en el nodo sinusal de la aurícula derecha y se propagan
a los ventrículos a través del nodo aurículoventricular
y del haz de His (un haz de fibras neuromusculares).
Mediante electrodos aplicados en varias regiones del cuerpo se puede obtener, tras amplificarlas, un registro de estas descargas eléctricas (transmitidas por los tejidos corporales desde el corazón hasta la piel). Este registro se llama electrocardiograma (ECG Ver Figura 1). El electrocardiograma (ECG) es el registro gráfico, en función del tiempo, de las variaciones de potencial eléctrico generadas por el conjunto de células cardiacas y recogidas en la superficie corporal.
Figura 1. Onda de ECG
Actividad Eléctrica Cardiaca
En la Figura 2 se observa una representación cardiaca, con sus cámaras, aurículas y ventrículos con las válvulas que las separan y que las comunican con la arteria aorta y la arteria pulmonar.
Figura 2 Representación Esquemática del Sistema de Conducción Cardíaco
El sistema de conducción está constituido por diferentes estructuras. El nódulo sinusal, situado en la porción posterior y superior de la aurícula derecha muy próximo a la desembocadura de la vena cava superior, es el marcapasos cardíaco en condiciones normales. Ello es debido a que sus células son las que se despolarizan de forma más rápida. El impulso una vez generado se distribuye por la aurícula derecha y posteriormente por la izquierda, provocando la contracción de ambas aurículas. El impulso alcanza el nodo auriculoventricular situado por debajo de la inserción de la valva septal y de la válvula tricúspide y a continuación llega a una estructura corta denominada Haz de His. El Haz de His se bifurca en dos ramas, derecha e izquierda que a la vez se subdividen hasta formar la red encargada de transmitir el impulso eléctrico a las células musculares de los ventrículos. Es la red de Purkinje.
Electrofisiología de las Células Cardíacas
En el ámbito eléctrico del corazón se pueden distinguir dos tipos de células: Células automáticas o de respuesta lenta, que suelen formar parte del sistema de conducción cardíaco. Células de trabajo o musculares o de respuesta rápida representadas por los miocitos. Las células de respuesta lenta, además de conducir el impulso eléctrico poseen la propiedad de generarlo en forma espontánea. Las células de respuesta rápida necesitan un estímulo externo que las active. En la Figura 3 se observa que las células de respuesta lenta poseen un potencial de reposo inestable que de forma automática va despolarizándose y al alcanzar el potencial de umbral generan un potencial de acción que va a transmitirse a las células vecinas.
Figura 3. Tipos de Células Cardíacas
Por el contrario, las células de respuesta rápida poseen un potencial de reposo estable, necesitan un estímulo externo que lo sitúe en el potencial umbral para posteriormente, siguiendo la "ley del todo o nada", generar un potencial de acción que hará contraerse al miocito. El nódulo sinusal es la estructura del sistema de conducción con pendiente de despolarización diastólica más rápida; sus células son las que antes alcanzan el potencial de umbral y por ello, es en el nódulo sinusal donde se genera el potencial de acción que se distribuirá por todas las demás células. Es el marcapasos cardíaco normal. El nodo auriculoventricular es la estructura que toma el "mando eléctrico" del corazón. Ello es debido a que entre todas las estructuras cardíacas, la velocidad de la pendiente de despolarización diastólica espontánea del nódulo ventricular, es la siguiente al nódulo sinusal. (Ver Figura 4).
Figura 4. Potenciales de acción de las Células Cardíacas
Actividad eléctrica de la célula cardiaca
La despolarización o activación y la repolarización o recuperación de los miocitos pueden representarse como un vector con diferentes cargas en su cabeza (punta del vector) y en su cola (origen del vector). La despolarización de las células cardíacas, que transforma en eléctricamente positivo su interior, puede representarse como un vector con la cabeza positiva y la cola negativa. Todo electrodo o derivación situado en un ángulo de 90° respecto a la cabeza vectorial, registrará una deflexión positiva, cuanto más coincida con la dirección del vector. Por el contrario, las derivaciones situadas a más de 90° de su cabeza registrarán una deflexión negativa. Este fenómeno es el responsable de la génesis del complejo QRS del ECG (Ver Figura 5).
Figura 5. Secuencia de despolarización de los miocitos ventriculares
Las células una vez activadas, se recuperan hasta alcanzar las condiciones eléctricas de reposo; a este fenómeno se le denomina repolarización y puede representarse por un vector con polaridad opuesta al vector de despolarización. Este vector de repolarización presenta la cabeza cargada negativamente y la cola positiva y es el responsable de la génesis de la onda T del ECG. Esta es la explicación de que las derivaciones del ECG predominantemente positivas presenten ondas T positivas y las predominantemente negativas ondas T también negativas.
Nomenclatura de las Ondas del Electrocardiograma
Figura 6. Forma de Onda del Electrocardiograma
Onda P: Representa la despolarización de las aurículas. Tiene una morfología redondeada, con una duración máxima de 0.10s (2.5mm) y un voltaje de de 0.25 mV (2.5 mm). Es positiva en todas las derivaciones salvo en la aVR del plano frontal que es negativa, y en la derivación V1 del plano horizontal (Ver Figura 6).
Onda Q: La deflexión negativa inicial resultante de la despolarización ventricular, que precede una onda R (Ver Figura 6). La duración de la onda Q es de 0,010 - 0,020 seg. no supera normalmente 0,30 seg.
Onda R: La primera deflexión positiva durante la despolarización ventricular (Ver Figura 6).
Onda S: La segunda deflexión negativa durante la despolarización ventricular (Ver Figura 6).
Onda T: Es la Deflexión lenta producida por la repolarización ventricular (Ver Figura 6).
Onda U: Es una onda habitualmente positiva, de escaso voltaje, que se observa sobre todo en las derivaciones precordiales y que sigue inmediatamente a la onda T. Se desconoce su origen exacto, aunque algunos postulan que se debe a la repolarización de los músculos papilares.
Intervalo R-R: Es la distancia que existe entre dos ondas RR sucesivas. En un ritmo sinusal este intervalo debe mantenerse prácticamente constante, la medida de él dependerá de la frecuencia cardiaca que tenga el paciente (Ver Figura 1).
Intervalo P-P: Es la distancia que existe entre dos ondas P sucesivas. Al igual que el intervalo RR, el intervalo PP debe ser muy constante y su medida depende de la frecuencia cardiaca (Ver Figura 1).
Intervalo P-R: Representa el retraso fisiológico que sufre el estímulo que viene de las aurículas a su paso por el nodo auriculoventricular. Éste se mide desde el comienzo de la onda P hasta el inicio de la onda Q ó de la onda R. Debe medir entre 0.12 y 0.20 s (Ver Figura 1).
Intervalo QRS: Este mide el tiempo total de despolarización ventricular. Se mide desde el comienzo de la inscripción de la onda Q ó R hasta el final de la onda S. Los valores normales de este intervalo se encuentran entre 0.06 y 0.10s (Ver Figura 1).
Intervalo Q-T: Se extiende desde el comienzo del complejo QRS hasta el final de la onda T y representa la sístole eléctrica ventricular, o lo que es lo mismo, el conjunto de la despolarización y la repolarización de los ventrículos (Ver Figura 1).
Segmento S-T: Es un periodo de inactividad que separa la despolarización ventricular de la repolarización ventricular. Este segmento es normalmente isoeléctrico y va desde el final del complejo QRS hasta el comienzo de la onda T (Ver Figura 1).
Derivaciones Electrocardiográficas
Las derivaciones son disposiciones específicas de los electrodos, se conocen como derivaciones y en la práctica clínica se utilizan un número de doce estándar, clasificadas de la siguiente forma: Derivaciones del plano frontal Estas derivaciones son de tipo bipolares y monopolares. Las bipolares creadas por Willen Einthoven registran la diferencia de potencial eléctrico que se produce entre dos puntos (Ver Figura 7).
Figura 7. Triángulo de Einthoven
Para su registro se colocan 4 electrodos: Brazo derecho RA, Brazo izquierdo LA, Pierna Izquierda LL. Son 3 y se denominan DI, DII, DIII.
DI: Registra la diferencia de potencial entre el brazo izquierdo polo positivo y el derecho (polo negativo) (Ver Figura 8).
DII: Registra le diferencia de potencial que existe entre la pierna izquierda (polo positivo) y el brazo derecho (polo negativo) (Ver Figura 9).
DIII: Registra la diferencia del potencial que existe entre la pierna izquierda (polo positivo) y el brazo izquierdo (polo negativo) (Ver Figura 10).
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Figura 8. Derivación I
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Figura 9. Derivación II
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Figura 10. Derivación III
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Las Derivaciones Monopolares Aumentadas
Registran el potencial total en un punto del cuerpo. Ideado por Frank Wilson y para su registro unió a las tres derivaciones del triángulo de Einthoven, cada una a través de la resistencia de un punto ó una central terminal de Wilson donde el potencial eléctrico es cercano a cero. Esta se conecta a un aparato de registro del que salía el electrodo explorador, el cual toma el potencial absoluto (V): Brazo derecho (VR), Brazo izquierdo (VL), Pierna izquierda (VF) (Ver Figura 11).
Figura 11. Representación de las Derivaciones Aumentadas
Goldberger modifico ese sistema consiguiendo aumentar la onda hasta en un 50% y de aquí que estas derivaciones se llamen aVR, aVL, aVF, donde la a significa ampliada ó aumentada.
aVR: Brazo derecho (+) y Brazo izquierdo + Pierna Izquierda (-) (Ver Figura 12).
aVL: Brazo izquierdo (+) y Brazo derecho + Pierna Izquierda (-) (Ver Figura 13).
aVF: Pierna izquierda (+) y Brazo derecho + Brazo izquierdo (-) (Ver Figura 14).
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Figura 12. Derivación aVR
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Figura 13. Derivación aVL
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Figura 14. Derivación aVF
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Derivaciones del plano Horizontal
Son derivaciones verdaderamente mono o unipolares, pues comparan la actividad del punto en que se coloca el electrodo a nivel precordial (Electrodo explorador) contra la suma de los tres miembros activos o Central Terminal (LL + LA + RA, que da como resultado 0) (Ver Figura 15).
Figura 15 Representación de las Derivaciones Precordiales
La localización precordial de los electrodos es la siguiente: V1: intersección del 4to espacio intercostal derecho con el borde derecho del esternón. V2: intersección del 4to espacio intercostal izquierdo con el borde izquierdo del esternón. V3: a mitad de distancia entre V2 y V4. V4: intersección del 5to espacio intercostal izquierdo y línea medio clavicular. V5: intersección del 5to espacio intercostal izquierdo y línea axilar anterior. V6: Intersección del 5to espacio intercostal izquierdo y línea axilar anterior.
Diagrama a bloques del Módulo de Electrocardiografía 12 derivaciones
Para la obtención de las señales del ECG utilizadas con fines diagnósticos y terapéuticos de pacientes con trastornos cardíacos, se han utilizado muchas configuraciones diferentes del sistema de derivaciones. En este módulo se obtiene el ECG convencional de 12 derivaciones, las que se obtienen a partir de diez electrodos (Ver Figura 16).
Figura 16 Diagrama a bloques del módulo de Electrocardiografía
En la siguiente tabla se muestra el modo en que se obtiene cada una de las derivaciones específicas:
Derivación
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Tipo
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Cálculos
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I
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Extremidad
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LA – RA
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II
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Extremidad
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LL – RA
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III
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Extremidad
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LL – LA
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aVR
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Aumentada
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RA – (LA+LL)/2
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aVL
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Aumentada
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LA – (RA+LL)/2
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aVF
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Aumentada
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LL – (RA + LA)/2
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V1
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Precordial
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V1-(RA+LA+LL)/3
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V2
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Precordial
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V2-(RA+LA+LL)/3
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V3
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Precordial
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V3-(RA+LA+LL)/3
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V4
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Precordial
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V4-(RA+LA+LL)/3
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V5
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Precordial
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V5-(RA+LA+LL)/3
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V6
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Precordial
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V6-(RA+LA+LL)/3
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Electrodos Ag/AgCl
En su forma básica se trata de un conductor metálico en contacto con la piel y se utiliza una pasta electrolítica para establecer y mantener el contacto (Ver Figura 17). Tradicionalmente el electrodo se hace de plata alemana (una aleación plata-niquel). Antes de adherirlo al cuerpo, su superficie cóncava se cubre con una pasta electrolítica. La misión de los electrodos consiste en recoger la señal de la superficie cutánea.
Figura 17. Electrodos Ag/AgCl
Especificaciones técnicas:
—Impedancia de corriente alterna por debajo de 2 kW.
—Voltaje de desplazamiento de corriente directa menor de 100 mV.
—Recuperación de Sobrecarga de desfibrilación menor de 100 mV., con una proporción de cambio de potencial residual de polarización menor de 1mV/s.
—Inestabilidad combinada de desplazamiento y Ruido Interno no mayor de 150 mV.
Cable para Electrocardiografía convencional
Los conjuntos de derivaciones y cables básicos diseñados para medir el ECG aseguran una correcta aplicación de los electrodos, sus posiciones y código de colores (IEC y AAMI) se indican en la junta del cable básico (Tabla 2).
Posición Electrodos
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Color
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Mano derecha
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Pie derecho
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Mano izquierda
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Pie izquierdo
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V1
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V2
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V3
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V4
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V5
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V6
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Tabla 2 Código de Colores para la posición de los electrodos
Buffer
También llamado Seguidor de Tensión; esta configuración se caracteriza porque tiene una alta impedancia de entrada y una muy pequeña impedancia de salida, lo que le permite ser utilizado como etapa de aislamiento. Desde el punto de vista de la entrada es la carga ideal, y visto desde la salida es un generador de tensión ideal. La configuración del seguidor tiene una ganancia Av=1. Cada una de las etapas de aislamiento y acople de impedancia que recepcionan las señales provenientes de los Electrodos en el plano frontal y horizontal (RA, LA, LL, RL, V1, V2, V3, V4, V5 y V6) se diseña con base en el circuito integrado LF353N (Ver Figura 18).
Nota: Para mejorar los voltajes de offset generados por el desbalance de la fuente de alimentación, agregue una R igual a la de la entrada positiva en la realimentación negativa. En caso extremo usar el CI OPA2131 o semejante.
Figura 18 Circuito de protección y acople de impedancia
El acople de aislamiento e impedancia de la pierna derecha (RL) tiene dos objetivos: El primero es colocar la pierna derecha a una tierra activa aislada de la tierra eléctrica del circuito con el propósito de suministrar seguridad eléctrica al paciente; y el segundo, atenuar el voltaje de modo común que afecta los terminales de entrada del amplificador de instrumentación INA114AP.
Terminal Central de Wilson
Frank Norman Wilson (1890-1952) investigó sobre los potenciales unipolares de electrocardiografía, siendo estos medidos a un terminal de referencia. En varios artículos Wilson y colegas (Wilson, Macleod, y Barker, 1931; Wilson et al., 1934) usaron el término central de Wilson. El cual se formaba conectando resistencias de 5kW en cada de las extremidades llevadas a un punto común que se llamó Terminal Central de Wilson (Ver Figura 19). Wilson sugirió que los potenciales unipolares deben medirse con respecto a este terminal.
Figura 19 Terminal Central de Wilson
El terminal central de Wilson no es independiente, pero, es el promedio de los potenciales de cada miembro. Esto se demuestra fácilmente notando que en un voltímetro ideal no existe ninguna corriente en cada uno de los miembros. Por consiguiente, la corriente total en el Terminal Central de Wilson es cero satisfaciendo la conservación de corriente según las leyes de Kirchorff, (donde F es el campo eléctrico de cada extremidad):
Donde el terminal central de Wilson es:
Puesto que el potencial en el Terminal Central de Wilson es el promedio de los potenciales de cada una de las extremidades, se puede argumentar que cada una depende de la referencia con el Terminal Central de Wilson.
Wilson usó resistencias de 5kW; que aún se usan ampliamente, pero en la actualidad la alta impedancia de entrada de los amplificadores de instrumentación permite usar valores de resistencias más altas. Un valor de resistencia más alta aumenta el CMRR y disminuye la resistencia electrodo - piel.
En la figura 20 se puede apreciar la ubicación espacial del Terminal Central de Wilson en el centro del Triángulo de Einthoven:
Figura 20 Terminal Central de Wilson en el centro del Triángulo de Einthoven
El Terminal Central de Wilson se diseñó con valores de resistencias de 10kW al 1% de precisión, como se muestra en la figura 21 del circuito. Este terminal sirve como referencia para las derivaciones monopolares (aVR, aVL y aVF), adicionalmente el voltaje de cada una de las tres extremidades (VR, VL, y VF) se obtienen midiendo el potencial entre cada electrodo de la extremidad y el Terminal Central de Wilson. Por ejemplo, el potencial en la pierna izquierda es:
En 1942 E. Goldberger observó que estas señales pueden ser aumentadas omitiendo la resistencia del Terminal Central de Wilson que se conecta al electrodo de medida. De esta manera, el voltaje de cada una de las tres extremidades (VR, VL, y VF) pueden reemplazarse por unas nuevas derivaciones llamadas derivaciones aumentadas debido al aumento de la señal (Ver Figura 22). Como un ejemplo, la ecuación para aVF es:
Figura 21 Circuito Terminal Central de Wilson
El Terminal Central de Wilson (WCT) se toma como electrodo indiferente para cada una de las derivaciones precordiales (V1 – V6) y forma parte de las entradas negativas de los Amplificadores de Instrumentación.
Figura 22 Derivaciones Aumentadas
Amplificador de instrumentación
Los amplificadores constituyen un componente muy importante en los sistemas de bioinstrumentación; sus características deben ajustarse a las condiciones impuestas por la señal a amplificar y al entorno físico de aplicación. Las señales biológicas se caracterizan por un bajo nivel de amplitud.
En particular, la actividad eléctrica del corazón consiste en una serie de impulsos miogénicos sincronizados, destinados a generar la activación mecánica del miocardio para cumplir con la función eyectora de la sangre. Los impulsos eléctricos se propagan a través del cuerpo (conductor de volumen), generando biopotenciales a nivel de la epidermis que están directamente relacionados con la actividad eléctrica cardiaca.
Esta actividad se manifiesta con señales comprendidas en el rango 0.1–1.0 mV. Para garantizar su adecuado funcionamiento en cardiología, y de acuerdo con normas internacionales, el amplificador de bioinstrumentación debe reunir las siguientes características:
—Alta Relación de Rechazo en modo común.
—Alta impedancia de entrada. Respuesta en frecuencia.
—Bajo Voltaje Offset.
—Bajas corrientes de polarización de entrada.
—Circuito de protección contra sobre voltajes.
—El fabricante lo recomienda para aplicaciones biomédicas.
El circuito integrado INA114AP de la Burr-Brown, es un Amplificador de Instrumentación de alta precisión. El INA114AP es un Amplificador de Instrumentación de propósito general, que ofrece una exactitud excelente.
Tomando en cuenta los valores sugeridos por el fabricante (Burr-Brown) la resistencia externa
, es una resistencia con un valor de 5.7W que entrega una ganancia fija que cumple con la siguiente relación:
Las entradas diferenciales V+ y V- provienen del acondicionamiento realizado en la etapa anterior del Circuito Terminal Central de Wilson para las derivaciones bipolares, aumentadas y precordiales respectivamente en las Figuras 23, 24, 25.
Figura 23 Circuito Derivaciones Bipolares
Figura 24 Circuito Derivaciones Aumentadas
Figura 25 Circuito Derivaciones Precordiales
Filtrado Activo Pasa Banda
El circuito de la Figura 26, es un filtro activo Pasa Banda Butterworth de 60dB/década (dos filtros activos Pasa-Baja y Pasa-Altas Butterworth de 60dB/década, conectados en cascada), con una frecuencia de corte inferior de 0.05Hz y una superior de 40Hz. El filtrado se realiza en el circuito RC y el amplificador operacional (TL084CN) se utiliza como amplificador de ganancia unitaria.
Figura 26 Circuito Electrónico Filtro Activo Pasa Banda (0.05Hz-40HZ)
Estos dispositivos son de bajo costo, gran velocidad, y entrada JFET. Requieren un bajo suministro de energía, manteniendo una ganancia y ancho de banda proporcional, además provee una muy baja entrada de corrientes de Offset, lo cual ofrece un excelente rechazo en modo común. En las salidas de los amplificadores de Instrumentación de las Derivaciones bipolares, aumentadas y precordiales se encuentra un bloque de filtrado con conector de salida jack ¼ mono.
Paso de diseño en el filtro Pasa Banda (0.05Hz-40Hz). A fin de garantizar que la respuesta la frecuencia sea plana durante los valores de pasa banda se aplican los siguientes cálculos:
El filtro de Banda Ancha obtenido mediante los filtros Pasa Bajas y Pasa Altas conectados en cascada tienen las siguientes características:
—La frecuencia de corte inferior, fl, está determinada sólo por el filtro pasa altas.
—La frecuencia de corte superior, fh, está definida exclusivamente por el filtro pasa bajas.
La ganancia tendrá su valor máximo en la frecuencia resonante, y su valor será el mismo que la ganancia banda de paso de cualquiera de los filtros anteriores (Ver Figura 27).
Figura 27 Diagrama de Bode Filtro Activo Pasa Banda (0.05Hz-40Hz)
Procedimiento de Diseño Filtro Pasa Bajas de 40 Hz (60dB/dec)
Procedimiento de Diseño Filtro Pasa Altas de 0.05Hz (60dB/dec)
Nota: Es importante tener en cuenta el acople de impedancia entre la señal entregada por el filtro y el sistema de adquisición, máxime cuando son fuentes independientes de alimentación. Esto genera componentes DC y ruido excesivo que contamina la señal.
Receptores N
