Recibido:09/01/2026 Aprobado:10/02/2026
Vol 6 N|1
899 | P á g i n a
DOI: https://doi.org/10.70208/3007.8245.v6.n1.373
Monitor analógico de perfusión periférica con PPG NIR y lock-in sin
microcontrolador
Baldo Alberto Luigi Dalporto
baldo.dalporto@intec.edu.do
https://orcid.org/0009-0008-8719-1562
Universidad INTEC, República Dominicana – Santo Domingo
RESUMEN
La perfusión periférica es un indicador relevante del tono vasomotor y del estado hemodinámico,
particularmente en triage, hipotermia y shock incipiente. Sin embargo, la fotopletismografía (PPG)
convencional puede degradarse por iluminación ambiental y artefactos de movimiento, afectando la
estabilidad de métricas derivadas como el índice de perfusión (PI). En este trabajo se presenta el diseño
de un monitor de perfusión periférica completamente analógico, alimentado por rieles DC (+12 V y
+5 V), que emplea PPG en infrarrojo cercano (940 nm) con modulación (3–10 kHz) y demodulación
síncrona tipo lock-in implementada mediante conmutación analógica y filtrado de baseband. Se define
el PI como AC/DC×100% de la señal pletismográfica y se propone su estimación a partir de la
envolvente de la componente pulsátil (AC) y del nivel no pulsátil (DC), con salidas instrumentables 0–
5 V y salida TTL para conteo de frecuencia cardiaca. Se detallan bloques, valores iniciales de
componentes, consideraciones de estabilidad del transimpedancia y pautas de seguridad orientadas
por IEC 60601-1. Finalmente, se plantea un protocolo reproducible de validación (oclusión, frío y post-
ejercicio) para cuantificar tendencias del PI y compararlas con un oxímetro comercial como referencia
operativa.
Palabras clave: fotopletismografía; índice de perfusión; demodulación síncrona; lock-in; instrumentación
biomédica
Vol 6 N|1
900 | P á g i n a
Analog peripheral perfusion monitor using NIR PPG and lock-in without
microcontrollers
ABSTRACT
Peripheral perfusion is a relevant indicator of vasomotor tone and hemodynamic status, particularly in
triage, hypothermia, and early shock. Conventional photoplethysmography (PPG) can be degraded by
ambient light and motion artifacts, compromising derived metrics such as the perfusion index (PI). This
paper presents the design of a fully analog peripheral perfusion monitor powered by DC rails (+12 V
and +5 V) using near-infrared PPG (940 nm) with optical modulation (3–10 kHz) and lock-in
synchronous demodulation implemented via analog switching and baseband filtering. PI is defined as
AC/DC×100% of the plethysmographic waveform, and its estimation is proposed using the AC
envelope (pulsatile component) and the DC level (non-pulsatile component), providing 0–5 V analog
outputs and a TTL pulse output for heart-rate counting. The work details functional blocks, initial
component values, transimpedance stability considerations, and safety-oriented guidelines informed
by IEC 60601-1. A reproducible validation protocol (occlusion, cold exposure, and post-exercise) is
also proposed to quantify PI trends and compare them against a commercial pulse oximeter as an
operational reference.
Keywords: photoplethysmography; perfusion index; synchronous demodulation; lock-in; biomedical
instrumentation
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Analog peripheral perfusion monitor using NIR PPG and lock-in without
microcontrollers
ABSTRACT
Peripheral perfusion is a relevant indicator of vasomotor tone and hemodynamic status, particularly in
triage, hypothermia, and early shock. Conventional photoplethysmography (PPG) can be degraded by
ambient light and motion artifacts, compromising derived metrics such as the perfusion index (PI). This
paper presents the design of a fully analog peripheral perfusion monitor powered by DC rails (+12 V
and +5 V) using near-infrared PPG (940 nm) with optical modulation (3–10 kHz) and lock-in
synchronous demodulation implemented via analog switching and baseband filtering. PI is defined as
AC/DC×100% of the plethysmographic waveform, and its estimation is proposed using the AC
envelope (pulsatile component) and the DC level (non-pulsatile component), providing 0–5 V analog
outputs and a TTL pulse output for heart-rate counting. The work details functional blocks, initial
component values, transimpedance stability considerations, and safety-oriented guidelines informed
by IEC 60601-1. A reproducible validation protocol (occlusion, cold exposure, and post-exercise) is
also proposed to quantify PI trends and compare them against a commercial pulse oximeter as an
operational reference.
Keywords: photoplethysmography; perfusion index; synchronous demodulation; lock-in; biomedical
instrumentation
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INTRODUCCIÓN
La perfusión periférica constituye un indicador fisiológico de interés en la valoración del estado
hemodinámico, del tono vasomotor y de la respuesta circulatoria periférica en escenarios como triage,
hipotermia, vasoconstricción y shock incipiente. Dentro de las técnicas no invasivas disponibles, la
fotopletismografía (PPG) ha adquirido una importancia creciente debido a su capacidad para detectar
variaciones del volumen sanguíneo periférico mediante una medición óptica simple, de bajo costo y
potencialmente portable. Entre las magnitudes derivadas de la PPG, el índice de perfusión (PI) se define
como la relación entre la componente pulsátil (AC) y la componente no pulsátil (DC) de la señal,
expresada habitualmente como porcentaje, y se utiliza como indicador indirecto de cambios en la
perfusión periférica y en el tono vascular. Esta base conceptual ya se encuentra en la formulación
actual del manuscrito, donde se define el PI como 𝐴𝐶/𝐷𝐶 × 100%y se lo vincula a aplicaciones de
monitorización periférica.
Sin embargo, la adquisición fiable de señales PPG en condiciones reales sigue siendo un desafío
instrumental. La señal óptica de interés suele estar superpuesta a componentes de luz ambiente, offsets
lentos, variaciones de presión de contacto, dispersión geométrica y artefactos de movimiento. Estas
perturbaciones pueden degradar significativamente la relación señal-ruido y afectar la estabilidad de
las magnitudes derivadas, en particular cuando se pretende estimar el índice de perfusión a partir de
una instrumentación analógica de baja complejidad. En el manuscrito actual este problema ya se
reconoce de forma general, especialmente al señalar que la PPG convencional puede deteriorarse por
iluminación ambiental y movimiento, comprometiendo la estabilidad del PI.
Frente a esta limitación, una estrategia conocida en instrumentación es la modulación de la fuente
óptica y la posterior demodulación síncrona tipo lock-in. Este enfoque permite recuperar
preferentemente las componentes correlacionadas con una referencia de modulación y rechazar, en
primera aproximación, perturbaciones no sincronizadas con la señal de interés. En el documento
actual, esta idea ya forma parte del núcleo de la propuesta, al definirse una arquitectura basada en PPG
NIR a 940 nm con modulación en el rango de 3–10 kHz y demodulación síncrona mediante
conmutación analógica y filtrado baseband.
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INTRODUCCIÓN
La perfusión periférica constituye un indicador fisiológico de interés en la valoración del estado
hemodinámico, del tono vasomotor y de la respuesta circulatoria periférica en escenarios como triage,
hipotermia, vasoconstricción y shock incipiente. Dentro de las técnicas no invasivas disponibles, la
fotopletismografía (PPG) ha adquirido una importancia creciente debido a su capacidad para detectar
variaciones del volumen sanguíneo periférico mediante una medición óptica simple, de bajo costo y
potencialmente portable. Entre las magnitudes derivadas de la PPG, el índice de perfusión (PI) se define
como la relación entre la componente pulsátil (AC) y la componente no pulsátil (DC) de la señal,
expresada habitualmente como porcentaje, y se utiliza como indicador indirecto de cambios en la
perfusión periférica y en el tono vascular. Esta base conceptual ya se encuentra en la formulación
actual del manuscrito, donde se define el PI como 𝐴𝐶/𝐷𝐶 × 100%y se lo vincula a aplicaciones de
monitorización periférica.
Sin embargo, la adquisición fiable de señales PPG en condiciones reales sigue siendo un desafío
instrumental. La señal óptica de interés suele estar superpuesta a componentes de luz ambiente, offsets
lentos, variaciones de presión de contacto, dispersión geométrica y artefactos de movimiento. Estas
perturbaciones pueden degradar significativamente la relación señal-ruido y afectar la estabilidad de
las magnitudes derivadas, en particular cuando se pretende estimar el índice de perfusión a partir de
una instrumentación analógica de baja complejidad. En el manuscrito actual este problema ya se
reconoce de forma general, especialmente al señalar que la PPG convencional puede deteriorarse por
iluminación ambiental y movimiento, comprometiendo la estabilidad del PI.
Frente a esta limitación, una estrategia conocida en instrumentación es la modulación de la fuente
óptica y la posterior demodulación síncrona tipo lock-in. Este enfoque permite recuperar
preferentemente las componentes correlacionadas con una referencia de modulación y rechazar, en
primera aproximación, perturbaciones no sincronizadas con la señal de interés. En el documento
actual, esta idea ya forma parte del núcleo de la propuesta, al definirse una arquitectura basada en PPG
NIR a 940 nm con modulación en el rango de 3–10 kHz y demodulación síncrona mediante
conmutación analógica y filtrado baseband.
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No obstante, aunque abundan soluciones PPG apoyadas en microcontroladores, procesamiento digital
y algoritmos embebidos, existe menor desarrollo explícitamente documentado de monitores de
perfusión periférica completamente analógicos, con arquitectura lock-in, orientados a trazabilidad
funcional por bloques, verificabilidad de hardware y posibilidad de prototipado académico sin
dependencia de software. Ese es precisamente el vacío que busca atender este trabajo: no la creación
de una nueva variable fisiológica, sino la propuesta de una arquitectura instrumental analógica,
transparente y reproducible, capaz de estimar magnitudes relacionadas con perfusión periférica a partir
de PPG modulada. Esta orientación también coincide con el planteamiento actual del manuscrito, que
enfatiza la ausencia de microcontrolador, la verificabilidad por bloques y la robustez operativa como
elementos distintivos de la propuesta.
En este contexto, el presente artículo propone el diseño de un monitor analógico de perfusión periférica
basado en PPG en infrarrojo cercano, con modulación óptica, demodulación síncrona tipo lock-in,
separación explícita de las componentes AC y DC de la señal pletismográfica y generación de salidas
instrumentables 0–5 V, junto con una salida TTL para conteo de frecuencia cardiaca. A diferencia de
un estudio clínico o de validación metrológica completa, el trabajo se presenta aquí como una
propuesta de diseño instrumental biomédico, acompañada de un protocolo de validación reproducible
para futuras pruebas experimentales. De este modo, el manuscrito delimita con mayor claridad su
alcance: demostrar la factibilidad arquitectónica y funcional de una solución analógica, más que
reportar evidencia experimental concluyente. Esa delimitación es consistente con la estructura actual
del documento, que describe el sistema y propone una validación, pero no presenta todavía una
sección de resultados experimentales consolidados.
Objetivo y alcance del trabajo
El objetivo de este trabajo es proponer el diseño de un monitor analógico de perfusión periférica
basado en fotopletismografía NIR modulada y demodulación síncrona tipo lock-in, sin empleo de
microcontroladores ni software, con salidas analógicas y digitales susceptibles de instrumentación
externa para la estimación del índice de perfusión y el conteo de pulsos cardiacos. Esta formulación
desarrolla y precisa el objetivo ya presente en la versión actual del manuscrito, que plantea diseñar un
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No obstante, aunque abundan soluciones PPG apoyadas en microcontroladores, procesamiento digital
y algoritmos embebidos, existe menor desarrollo explícitamente documentado de monitores de
perfusión periférica completamente analógicos, con arquitectura lock-in, orientados a trazabilidad
funcional por bloques, verificabilidad de hardware y posibilidad de prototipado académico sin
dependencia de software. Ese es precisamente el vacío que busca atender este trabajo: no la creación
de una nueva variable fisiológica, sino la propuesta de una arquitectura instrumental analógica,
transparente y reproducible, capaz de estimar magnitudes relacionadas con perfusión periférica a partir
de PPG modulada. Esta orientación también coincide con el planteamiento actual del manuscrito, que
enfatiza la ausencia de microcontrolador, la verificabilidad por bloques y la robustez operativa como
elementos distintivos de la propuesta.
En este contexto, el presente artículo propone el diseño de un monitor analógico de perfusión periférica
basado en PPG en infrarrojo cercano, con modulación óptica, demodulación síncrona tipo lock-in,
separación explícita de las componentes AC y DC de la señal pletismográfica y generación de salidas
instrumentables 0–5 V, junto con una salida TTL para conteo de frecuencia cardiaca. A diferencia de
un estudio clínico o de validación metrológica completa, el trabajo se presenta aquí como una
propuesta de diseño instrumental biomédico, acompañada de un protocolo de validación reproducible
para futuras pruebas experimentales. De este modo, el manuscrito delimita con mayor claridad su
alcance: demostrar la factibilidad arquitectónica y funcional de una solución analógica, más que
reportar evidencia experimental concluyente. Esa delimitación es consistente con la estructura actual
del documento, que describe el sistema y propone una validación, pero no presenta todavía una
sección de resultados experimentales consolidados.
Objetivo y alcance del trabajo
El objetivo de este trabajo es proponer el diseño de un monitor analógico de perfusión periférica
basado en fotopletismografía NIR modulada y demodulación síncrona tipo lock-in, sin empleo de
microcontroladores ni software, con salidas analógicas y digitales susceptibles de instrumentación
externa para la estimación del índice de perfusión y el conteo de pulsos cardiacos. Esta formulación
desarrolla y precisa el objetivo ya presente en la versión actual del manuscrito, que plantea diseñar un
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prototipo de monitor de perfusión periférica con PPG NIR modulada, lock-in analógico y salidas
analógicas y TTL.
El alcance del trabajo es el de una investigación de desarrollo instrumental biomédico orientada al
diseño. En consecuencia, el manuscrito no debe interpretarse como un estudio clínico completo ni
como una validación experimental definitiva frente a patrones metrológicos certificados. Su
contribución principal consiste en definir una arquitectura funcional analógica para adquisición PPG,
rechazo de perturbaciones no correlacionadas mediante demodulación síncrona, preservación
separada de las componentes AC y DC, y disponibilidad de nodos medibles para evaluación posterior.
Esta caracterización del alcance resulta necesaria porque el texto actual incluye un protocolo
experimental propuesto y una discusión conceptual, pero no reporta todavía series de resultados reales
estructuradas como evidencia empírica final.
Las contribuciones específicas del presente trabajo son cuatro. En primer lugar, se propone una
arquitectura lock-in completamente analógica aplicada a PPG NIR a 940 nm, con modulación óptica
en el rango de 3-10kHz y recuperación baseband mediante conmutación analógica y filtrado. En
segundo lugar, se plantea la preservación explícita de las componentes pulsátil y no pulsátil de la señal,
de manera que el índice de perfusión pueda estimarse como una razón físicamente interpretable y no
únicamente como una señal arbitraria procesada. En tercer lugar, se definen salidas analógicas 𝑉𝐷𝐶y
𝑉𝐴𝐶_𝐸𝑁𝑉, así como una salida TTL para frecuencia cardiaca, facilitando instrumentación externa,
calibración y comparación con referencias operativas. En cuarto lugar, se establece un protocolo
reproducible de validación preliminar basado en maniobras fisiológicas simples como basal, oclusión,
exposición al frío y recuperación post-ejercicio. Todas estas contribuciones ya están esbozadas en el
manuscrito actual, pero aquí se presentan con mayor claridad metodológica y sin atribuirles el estatus
de resultados experimentales ya demostrados.
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prototipo de monitor de perfusión periférica con PPG NIR modulada, lock-in analógico y salidas
analógicas y TTL.
El alcance del trabajo es el de una investigación de desarrollo instrumental biomédico orientada al
diseño. En consecuencia, el manuscrito no debe interpretarse como un estudio clínico completo ni
como una validación experimental definitiva frente a patrones metrológicos certificados. Su
contribución principal consiste en definir una arquitectura funcional analógica para adquisición PPG,
rechazo de perturbaciones no correlacionadas mediante demodulación síncrona, preservación
separada de las componentes AC y DC, y disponibilidad de nodos medibles para evaluación posterior.
Esta caracterización del alcance resulta necesaria porque el texto actual incluye un protocolo
experimental propuesto y una discusión conceptual, pero no reporta todavía series de resultados reales
estructuradas como evidencia empírica final.
Las contribuciones específicas del presente trabajo son cuatro. En primer lugar, se propone una
arquitectura lock-in completamente analógica aplicada a PPG NIR a 940 nm, con modulación óptica
en el rango de 3-10kHz y recuperación baseband mediante conmutación analógica y filtrado. En
segundo lugar, se plantea la preservación explícita de las componentes pulsátil y no pulsátil de la señal,
de manera que el índice de perfusión pueda estimarse como una razón físicamente interpretable y no
únicamente como una señal arbitraria procesada. En tercer lugar, se definen salidas analógicas 𝑉𝐷𝐶y
𝑉𝐴𝐶_𝐸𝑁𝑉, así como una salida TTL para frecuencia cardiaca, facilitando instrumentación externa,
calibración y comparación con referencias operativas. En cuarto lugar, se establece un protocolo
reproducible de validación preliminar basado en maniobras fisiológicas simples como basal, oclusión,
exposición al frío y recuperación post-ejercicio. Todas estas contribuciones ya están esbozadas en el
manuscrito actual, pero aquí se presentan con mayor claridad metodológica y sin atribuirles el estatus
de resultados experimentales ya demostrados.
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MATERIALES Y MÉTODOS
Tipo de estudio
El presente trabajo corresponde a un estudio de desarrollo instrumental biomédico de naturaleza
aplicada, centrado en el diseño de una arquitectura electrónica analógica para monitorización indirecta
de perfusión periférica. Su propósito no es demostrar validez clínica definitiva ni equivalencia
metrológica frente a dispositivos comerciales, sino establecer la coherencia conceptual y la factibilidad
funcional de una solución de hardware capaz de recuperar señales PPG útiles mediante modulación y
demodulación síncrona. Esta precisión metodológica es importante porque el manuscrito actual
describe bloques funcionales, especificaciones y protocolo de validación, pero todavía no presenta una
fase experimental concluida.
Especificación general del sistema
La propuesta se basa en una alimentación dual de trabajo compuesta por rieles de +12 V y +5 V,
donde el primer riel se reserva para la etapa de potencia asociada al driver del LED NIR y el segundo
para la instrumentación analógica de bajo nivel. El emisor óptico se define como un LED NIR de 940
nm excitado a corriente constante, mientras que el detector corresponde a un fotodiodo operando en
configuración reflectiva, con aplicación prevista en dedo u oreja. La señal óptica se modula
nominalmente a 5 kHz, dentro de un rango operativo de 3 a 10 kHz, y el sistema entrega como salidas
principales un nivel continuo 𝑉𝐷𝐶, una envolvente pulsátil 𝑉𝐴𝐶_𝐸𝑁𝑉, una señal digital 𝑃𝑈𝐿𝑆𝐸_𝑇𝑇𝐿para
conteo de frecuencia cardiaca y una salida de alarma por perfusión baja persistente. Esta especificación
se corresponde con la definición actual del sistema incluida en el manuscrito. Especificación
• Alimentación: +12 V (potencia/driver LED) y +5 V (analógico).
• Emisor: LED NIR 940 nm, excitación a corriente constante.
• Detector: fotodiodo en modo reflectancia (dedo u oreja).
• Modulación: 5 kHz nominal (operativo 3–10 kHz).
• Salidas:
o V_DC (0–5 V): nivel no pulsátil.
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MATERIALES Y MÉTODOS
Tipo de estudio
El presente trabajo corresponde a un estudio de desarrollo instrumental biomédico de naturaleza
aplicada, centrado en el diseño de una arquitectura electrónica analógica para monitorización indirecta
de perfusión periférica. Su propósito no es demostrar validez clínica definitiva ni equivalencia
metrológica frente a dispositivos comerciales, sino establecer la coherencia conceptual y la factibilidad
funcional de una solución de hardware capaz de recuperar señales PPG útiles mediante modulación y
demodulación síncrona. Esta precisión metodológica es importante porque el manuscrito actual
describe bloques funcionales, especificaciones y protocolo de validación, pero todavía no presenta una
fase experimental concluida.
Especificación general del sistema
La propuesta se basa en una alimentación dual de trabajo compuesta por rieles de +12 V y +5 V,
donde el primer riel se reserva para la etapa de potencia asociada al driver del LED NIR y el segundo
para la instrumentación analógica de bajo nivel. El emisor óptico se define como un LED NIR de 940
nm excitado a corriente constante, mientras que el detector corresponde a un fotodiodo operando en
configuración reflectiva, con aplicación prevista en dedo u oreja. La señal óptica se modula
nominalmente a 5 kHz, dentro de un rango operativo de 3 a 10 kHz, y el sistema entrega como salidas
principales un nivel continuo 𝑉𝐷𝐶, una envolvente pulsátil 𝑉𝐴𝐶_𝐸𝑁𝑉, una señal digital 𝑃𝑈𝐿𝑆𝐸_𝑇𝑇𝐿para
conteo de frecuencia cardiaca y una salida de alarma por perfusión baja persistente. Esta especificación
se corresponde con la definición actual del sistema incluida en el manuscrito. Especificación
• Alimentación: +12 V (potencia/driver LED) y +5 V (analógico).
• Emisor: LED NIR 940 nm, excitación a corriente constante.
• Detector: fotodiodo en modo reflectancia (dedo u oreja).
• Modulación: 5 kHz nominal (operativo 3–10 kHz).
• Salidas:
o V_DC (0–5 V): nivel no pulsátil.
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o V_AC_ENV (0–5 V): envolvente de pulsación.
o PULSE_TTL: pulso digital para frecuencia cardiaca.
o ALARM: indicador por perfusión baja persistente.
Definición de PI
Se adopta la definición:
𝑃𝐼(%) = 𝐴𝐶
𝐷𝐶 × 100
donde AC corresponde a la componente pulsátil (variable) y DC a la componente constante asociada
a tejidos y sangre no pulsátil.
Arquitectura por bloques
1. Oscilador 5 kHz (NE555/CD4060).
2. Driver de corriente constante (op-amp + MOSFET) con habilitación síncrona.
3. Transimpedancia (TIA) para fotodiodo.
4. Inversión analógica alrededor de VREF y conmutación SPDT (CD4053) para multiplicación
efectiva ±1.
5. Filtrado baseband para recuperar la componente correlacionada.
6. Separación AC (0.5–5 Hz) y DC (<0.2 Hz).
7. Rectificación de precisión y detector de envolvente (V_AC_ENV).
8. Comparación con histéresis + temporización de persistencia para alarmas.
Definición operacional del índice de perfusión
En este trabajo se adopta la definición clásica del índice de perfusión como la razón entre la
componente pulsátil AC y la componente continua DC de la señal fotopletismográfica, expresada en
porcentaje. Operacionalmente, la arquitectura propuesta busca preservar por separado ambas
magnitudes para permitir una estimación analógica del PI o, en su defecto, de un proxy proporcional
reproducible. La componente DC se asocia al nivel basal no pulsátil relacionado con tejidos y volumen
sanguíneo no pulsátil, mientras que la componente AC se asocia a la modulación hemodinámica
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o V_AC_ENV (0–5 V): envolvente de pulsación.
o PULSE_TTL: pulso digital para frecuencia cardiaca.
o ALARM: indicador por perfusión baja persistente.
Definición de PI
Se adopta la definición:
𝑃𝐼(%) = 𝐴𝐶
𝐷𝐶 × 100
donde AC corresponde a la componente pulsátil (variable) y DC a la componente constante asociada
a tejidos y sangre no pulsátil.
Arquitectura por bloques
1. Oscilador 5 kHz (NE555/CD4060).
2. Driver de corriente constante (op-amp + MOSFET) con habilitación síncrona.
3. Transimpedancia (TIA) para fotodiodo.
4. Inversión analógica alrededor de VREF y conmutación SPDT (CD4053) para multiplicación
efectiva ±1.
5. Filtrado baseband para recuperar la componente correlacionada.
6. Separación AC (0.5–5 Hz) y DC (<0.2 Hz).
7. Rectificación de precisión y detector de envolvente (V_AC_ENV).
8. Comparación con histéresis + temporización de persistencia para alarmas.
Definición operacional del índice de perfusión
En este trabajo se adopta la definición clásica del índice de perfusión como la razón entre la
componente pulsátil AC y la componente continua DC de la señal fotopletismográfica, expresada en
porcentaje. Operacionalmente, la arquitectura propuesta busca preservar por separado ambas
magnitudes para permitir una estimación analógica del PI o, en su defecto, de un proxy proporcional
reproducible. La componente DC se asocia al nivel basal no pulsátil relacionado con tejidos y volumen
sanguíneo no pulsátil, mientras que la componente AC se asocia a la modulación hemodinámica
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pulsátil del ciclo cardiaco. Esta formulación ya aparece de manera consistente en la versión actual del
manuscrito.
Arquitectura funcional por bloques
La arquitectura propuesta se organiza en bloques secuenciales. En primer lugar, un oscilador genera la
señal de modulación en kHz, implementable con temporizador NE555 o con lógica CMOS como
CD4060, según disponibilidad y estabilidad requerida. En segundo lugar, un driver de corriente
constante excita el LED NIR de 940 nm de forma controlada, reduciendo la dependencia de la emisión
óptica respecto a variaciones térmicas o de alimentación. En tercer lugar, la señal reflejada es
convertida en tensión mediante un amplificador transimpedancia asociado al fotodiodo. En cuarto
lugar, la señal analógica se invierte alrededor de una referencia intermedia y se aplica a una red de
conmutación SPDT, de modo que la demodulación síncrona actúe como una multiplicación efectiva
por una referencia ±1. En quinto lugar, un filtrado paso bajo de baseband recupera la componente
correlacionada con la modulación, rechazando parte importante de las perturbaciones no
sincronizadas. En sexto lugar, se separan las bandas AC y DC para obtener magnitudes
fisiológicamente interpretables. Finalmente, la componente pulsátil se rectifica y filtra para producir
una envolvente y una salida digital asociada al pulso cardiaco. Esta cadena metodológica reproduce la
arquitectura ya descrita en tu manuscrito, pero aquí queda formulada como una metodología científica
de diseño.
Criterios de diseño instrumental
El diseño se orientó por cuatro criterios principales. El primero fue maximizar la inmunidad a luz
ambiente y offsets no correlacionados mediante modulación óptica y demodulación síncrona. El
segundo fue preservar la trazabilidad por bloques, de modo que cada nodo relevante pudiera ser
observado y verificado con instrumental convencional, como osciloscopio o sistema DAQ externo. El
tercero fue mantener una arquitectura completamente analógica y libre de software, favoreciendo
transparencia funcional, repetibilidad de hardware y facilidad de auditoría técnica. El cuarto fue
asegurar que la propuesta mantuviera compatibilidad con futuras etapas de validación preliminar,
incluyendo la posibilidad de comparar tendencias del índice de perfusión con un oxímetro comercial
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pulsátil del ciclo cardiaco. Esta formulación ya aparece de manera consistente en la versión actual del
manuscrito.
Arquitectura funcional por bloques
La arquitectura propuesta se organiza en bloques secuenciales. En primer lugar, un oscilador genera la
señal de modulación en kHz, implementable con temporizador NE555 o con lógica CMOS como
CD4060, según disponibilidad y estabilidad requerida. En segundo lugar, un driver de corriente
constante excita el LED NIR de 940 nm de forma controlada, reduciendo la dependencia de la emisión
óptica respecto a variaciones térmicas o de alimentación. En tercer lugar, la señal reflejada es
convertida en tensión mediante un amplificador transimpedancia asociado al fotodiodo. En cuarto
lugar, la señal analógica se invierte alrededor de una referencia intermedia y se aplica a una red de
conmutación SPDT, de modo que la demodulación síncrona actúe como una multiplicación efectiva
por una referencia ±1. En quinto lugar, un filtrado paso bajo de baseband recupera la componente
correlacionada con la modulación, rechazando parte importante de las perturbaciones no
sincronizadas. En sexto lugar, se separan las bandas AC y DC para obtener magnitudes
fisiológicamente interpretables. Finalmente, la componente pulsátil se rectifica y filtra para producir
una envolvente y una salida digital asociada al pulso cardiaco. Esta cadena metodológica reproduce la
arquitectura ya descrita en tu manuscrito, pero aquí queda formulada como una metodología científica
de diseño.
Criterios de diseño instrumental
El diseño se orientó por cuatro criterios principales. El primero fue maximizar la inmunidad a luz
ambiente y offsets no correlacionados mediante modulación óptica y demodulación síncrona. El
segundo fue preservar la trazabilidad por bloques, de modo que cada nodo relevante pudiera ser
observado y verificado con instrumental convencional, como osciloscopio o sistema DAQ externo. El
tercero fue mantener una arquitectura completamente analógica y libre de software, favoreciendo
transparencia funcional, repetibilidad de hardware y facilidad de auditoría técnica. El cuarto fue
asegurar que la propuesta mantuviera compatibilidad con futuras etapas de validación preliminar,
incluyendo la posibilidad de comparar tendencias del índice de perfusión con un oxímetro comercial
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como referencia operativa. Estos criterios son coherentes con el énfasis actual del manuscrito en
verificabilidad, robustez frente a luz ambiente y disponibilidad de salidas instrumentables.
Protocolo de validación propuesto
Aunque el presente artículo se presenta como propuesta de diseño instrumental y no como estudio
experimental concluido, se define un protocolo de validación reproducible para futuras pruebas
preliminares. Dicho protocolo contempla el registro externo de 𝑉𝐷𝐶, 𝑉𝐴𝐶_𝐸𝑁𝑉y 𝑃𝑈𝐿𝑆𝐸_𝑇𝑇𝐿mediante
osciloscopio o sistema de adquisición. Se proponen cuatro condiciones: una fase basal de
aproximadamente cinco minutos para estabilización y línea de base; una fase de oclusión de 60 a 90
segundos con observación de caída de perfusión y recuperación post-liberación; una fase de exposición
al frío durante alrededor de 60 segundos para inducir vasoconstricción periférica; y una fase post-
ejercicio de dos a tres minutos para observar incremento transitorio de perfusión. Como métricas
preliminares se sugieren el PI relativo, el tiempo de recuperación y la frecuencia cardiaca, comparados
con un oxímetro comercial entendido únicamente como referencia operativa y no metrológica. Esta
sección retoma y formaliza el protocolo ya contenido en tu manuscrito.
Alcance metodológico y limitaciones
La metodología aquí presentada debe interpretarse como una fase de diseño y preparación para
validación. En consecuencia, no se asume todavía validez clínica, ni se reportan valores normativos,
sensibilidad diagnóstica o equivalencia cuantitativa frente a dispositivos certificados. Del mismo modo,
la propuesta conserva limitaciones esperables relacionadas con contacto sensor-tejido, geometría
óptica, presión mecánica, variabilidad inter-sujeto y artefactos de movimiento dentro de la banda
fisiológica. Estas limitaciones ya están reconocidas en la discusión del manuscrito actual y conviene
explicitarlas metodológicamente desde esta sección.
Implementación electrónica de referencia
Oscilador (≈5 kHz) y referencias de fase
Oscilador astable con NE555 y red RC dimensionada para ~4.8–5 kHz. La señal complementaria se
obtiene mediante inversor Schmitt (74HC14) para mejorar flancos y simetría de conmutación.
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como referencia operativa. Estos criterios son coherentes con el énfasis actual del manuscrito en
verificabilidad, robustez frente a luz ambiente y disponibilidad de salidas instrumentables.
Protocolo de validación propuesto
Aunque el presente artículo se presenta como propuesta de diseño instrumental y no como estudio
experimental concluido, se define un protocolo de validación reproducible para futuras pruebas
preliminares. Dicho protocolo contempla el registro externo de 𝑉𝐷𝐶, 𝑉𝐴𝐶_𝐸𝑁𝑉y 𝑃𝑈𝐿𝑆𝐸_𝑇𝑇𝐿mediante
osciloscopio o sistema de adquisición. Se proponen cuatro condiciones: una fase basal de
aproximadamente cinco minutos para estabilización y línea de base; una fase de oclusión de 60 a 90
segundos con observación de caída de perfusión y recuperación post-liberación; una fase de exposición
al frío durante alrededor de 60 segundos para inducir vasoconstricción periférica; y una fase post-
ejercicio de dos a tres minutos para observar incremento transitorio de perfusión. Como métricas
preliminares se sugieren el PI relativo, el tiempo de recuperación y la frecuencia cardiaca, comparados
con un oxímetro comercial entendido únicamente como referencia operativa y no metrológica. Esta
sección retoma y formaliza el protocolo ya contenido en tu manuscrito.
Alcance metodológico y limitaciones
La metodología aquí presentada debe interpretarse como una fase de diseño y preparación para
validación. En consecuencia, no se asume todavía validez clínica, ni se reportan valores normativos,
sensibilidad diagnóstica o equivalencia cuantitativa frente a dispositivos certificados. Del mismo modo,
la propuesta conserva limitaciones esperables relacionadas con contacto sensor-tejido, geometría
óptica, presión mecánica, variabilidad inter-sujeto y artefactos de movimiento dentro de la banda
fisiológica. Estas limitaciones ya están reconocidas en la discusión del manuscrito actual y conviene
explicitarlas metodológicamente desde esta sección.
Implementación electrónica de referencia
Oscilador (≈5 kHz) y referencias de fase
Oscilador astable con NE555 y red RC dimensionada para ~4.8–5 kHz. La señal complementaria se
obtiene mediante inversor Schmitt (74HC14) para mejorar flancos y simetría de conmutación.
Vol 6 N|1
908 | P á g i n a
Driver de LED NIR a corriente constante (20 mA nominal)
El LED se excita mediante MOSFET de canal N en configuración low-side. La corriente se regula por
realimentación sobre resistencia de sensado (R_SENSE=33 Ω, 1%), fijando un setpoint de ~0.66 V para
20 mA. La modulación se implementa habilitando el setpoint mediante switch analógico (CD4066)
sincronizado con la portadora, evitando variaciones por conducción parcial.
Front-end óptico: fotodiodo + transimpedancia
Se emplea un TIA con R_F=220 kΩ (1%) y C_F=33 pF (NP0/C0G) para estabilidad frente a
capacitancias del detector y parásitos. La salida se centra sobre VREF_MID=2.5 V (bufferizada) para
operación single-supply.
Demodulación síncrona (lock-in) por conmutación
La demodulación fase-sensible se implementa con dos rutas: señal directa y señal invertida alrededor
de VREF_MID (ganancia −1). Un conmutador SPDT (CD4053) selecciona alternadamente ambas
rutas según la portadora, realizando una multiplicación efectiva ±1 y, por tanto, la correlación con la
referencia. Esta estrategia es consistente con esquemas de demodulación orientados a rechazo de luz
ambiente y ruido 1/f.
Filtrado baseband y extracción AC/DC
El filtrado baseband (p. ej., R=10 kΩ, C=3.3 μF; fc≈4.8 Hz) elimina la portadora y deja la señal
correlacionada. Luego se separan ramas:
• DC: LPF lento (fc≈0.16 Hz) para V_DC.
• AC: HPF (fc≈0.48 Hz) + LPF (fc≈4.8 Hz) para V_AC.
Rectificación de precisión y envolvente (V_AC_ENV)
Se utiliza rectificador de precisión tipo “superdiode” (op-amp + diodo en lazo) seguido de filtro RC (ej.,
R=10 kΩ, C=4.7 μF, descarga R=100 kΩ), obteniendo una envolvente proporcional a la amplitud
pulsátil. Esta topología es adecuada para amplitudes pequeñas típicas de PPG y para alimentación
simple de 5 V.
908 | P á g i n a
Driver de LED NIR a corriente constante (20 mA nominal)
El LED se excita mediante MOSFET de canal N en configuración low-side. La corriente se regula por
realimentación sobre resistencia de sensado (R_SENSE=33 Ω, 1%), fijando un setpoint de ~0.66 V para
20 mA. La modulación se implementa habilitando el setpoint mediante switch analógico (CD4066)
sincronizado con la portadora, evitando variaciones por conducción parcial.
Front-end óptico: fotodiodo + transimpedancia
Se emplea un TIA con R_F=220 kΩ (1%) y C_F=33 pF (NP0/C0G) para estabilidad frente a
capacitancias del detector y parásitos. La salida se centra sobre VREF_MID=2.5 V (bufferizada) para
operación single-supply.
Demodulación síncrona (lock-in) por conmutación
La demodulación fase-sensible se implementa con dos rutas: señal directa y señal invertida alrededor
de VREF_MID (ganancia −1). Un conmutador SPDT (CD4053) selecciona alternadamente ambas
rutas según la portadora, realizando una multiplicación efectiva ±1 y, por tanto, la correlación con la
referencia. Esta estrategia es consistente con esquemas de demodulación orientados a rechazo de luz
ambiente y ruido 1/f.
Filtrado baseband y extracción AC/DC
El filtrado baseband (p. ej., R=10 kΩ, C=3.3 μF; fc≈4.8 Hz) elimina la portadora y deja la señal
correlacionada. Luego se separan ramas:
• DC: LPF lento (fc≈0.16 Hz) para V_DC.
• AC: HPF (fc≈0.48 Hz) + LPF (fc≈4.8 Hz) para V_AC.
Rectificación de precisión y envolvente (V_AC_ENV)
Se utiliza rectificador de precisión tipo “superdiode” (op-amp + diodo en lazo) seguido de filtro RC (ej.,
R=10 kΩ, C=4.7 μF, descarga R=100 kΩ), obteniendo una envolvente proporcional a la amplitud
pulsátil. Esta topología es adecuada para amplitudes pequeñas típicas de PPG y para alimentación
simple de 5 V.
Vol 6 N|1
909 | P á g i n a
Salida TTL y alarma por persistencia
La frecuencia cardiaca se obtiene por comparador con histéresis sobre V_AC (LM311), generando
PULSE_TTL. La alarma por perfusión baja se define por umbral sobre V_AC_ENV (versión 1) y
persistencia temporal (NE555 monostable o CD4060) para evitar falsas alarmas por transitorios.
Consideraciones de seguridad
El diseño se orienta a operación por batería y limitación de corriente/temperatura del LED para reducir
riesgos térmicos. Para uso clínico formal, los criterios de seguridad eléctrica, aislamiento y gestión de
riesgo deben alinearse con IEC 60601-1.
RESULTADOS
Protocolo experimental de validación (propuesto)
Resultados esperados de funcionamiento y validación preliminar propuesta
Dado que el presente trabajo se formula como una propuesta de diseño instrumental y no como una
validación experimental completada, esta sección no presenta resultados empíricos consolidados, sino
los resultados funcionales esperados a partir de la arquitectura propuesta. En primer lugar, se espera
que la modulación óptica del LED NIR y la demodulación síncrona posterior permitan recuperar una
señal útil correlacionada con las variaciones de perfusión periférica, reduciendo la contribución relativa
de componentes no sincronizadas, especialmente las asociadas a iluminación ambiente y offsets de
fondo. Esta expectativa se desprende directamente del principio lock-in adoptado en el manuscrito.
En condiciones basales, se espera que el prototipo entregue un nivel 𝑉𝐷𝐶estable, representativo de la
componente no pulsátil de la señal óptica, así como una señal 𝑉𝐴𝐶_𝐸𝑁𝑉proporcional a la amplitud de la
componente pulsátil extraída y rectificada. A partir de ambas magnitudes debería ser posible calcular
un PI relativo o, al menos, una razón instrumental coherente con la evolución fisiológica del pulso
periférico. Paralelamente, la salida 𝑃𝑈𝐿𝑆𝐸_𝑇𝑇𝐿debería permitir la detección de eventos pulsátiles y su
conteo temporal para estimación de frecuencia cardiaca. Estas salidas ya forman parte explícita de la
especificación del sistema en la versión actual del documento.
909 | P á g i n a
Salida TTL y alarma por persistencia
La frecuencia cardiaca se obtiene por comparador con histéresis sobre V_AC (LM311), generando
PULSE_TTL. La alarma por perfusión baja se define por umbral sobre V_AC_ENV (versión 1) y
persistencia temporal (NE555 monostable o CD4060) para evitar falsas alarmas por transitorios.
Consideraciones de seguridad
El diseño se orienta a operación por batería y limitación de corriente/temperatura del LED para reducir
riesgos térmicos. Para uso clínico formal, los criterios de seguridad eléctrica, aislamiento y gestión de
riesgo deben alinearse con IEC 60601-1.
RESULTADOS
Protocolo experimental de validación (propuesto)
Resultados esperados de funcionamiento y validación preliminar propuesta
Dado que el presente trabajo se formula como una propuesta de diseño instrumental y no como una
validación experimental completada, esta sección no presenta resultados empíricos consolidados, sino
los resultados funcionales esperados a partir de la arquitectura propuesta. En primer lugar, se espera
que la modulación óptica del LED NIR y la demodulación síncrona posterior permitan recuperar una
señal útil correlacionada con las variaciones de perfusión periférica, reduciendo la contribución relativa
de componentes no sincronizadas, especialmente las asociadas a iluminación ambiente y offsets de
fondo. Esta expectativa se desprende directamente del principio lock-in adoptado en el manuscrito.
En condiciones basales, se espera que el prototipo entregue un nivel 𝑉𝐷𝐶estable, representativo de la
componente no pulsátil de la señal óptica, así como una señal 𝑉𝐴𝐶_𝐸𝑁𝑉proporcional a la amplitud de la
componente pulsátil extraída y rectificada. A partir de ambas magnitudes debería ser posible calcular
un PI relativo o, al menos, una razón instrumental coherente con la evolución fisiológica del pulso
periférico. Paralelamente, la salida 𝑃𝑈𝐿𝑆𝐸_𝑇𝑇𝐿debería permitir la detección de eventos pulsátiles y su
conteo temporal para estimación de frecuencia cardiaca. Estas salidas ya forman parte explícita de la
especificación del sistema en la versión actual del documento.
Vol 6 N|1
910 | P á g i n a
Ante maniobras que reduzcan transitoriamente la perfusión periférica, como oclusión o exposición al
frío, se espera una disminución de la componente pulsátil y, por tanto, una reducción relativa de la
razón AC/DC. Por el contrario, durante la fase de recuperación tras la liberación de la oclusión o
después de ejercicio ligero, se espera una recuperación gradual o un incremento transitorio de la señal
pulsátil y de la relación asociada al PI relativo. Así, el criterio preliminar de éxito del diseño no se define
todavía por exactitud absoluta clínica, sino por la capacidad del sistema para seguir tendencias
fisiológicas esperables de manera estable y observable. Ese criterio ya está implícito en tu protocolo
de validación, donde se proponen precisamente maniobras capaces de producir cambios reproducibles
de perfusión.
Desde el punto de vista instrumental, también se espera que la arquitectura ofrezca ventajas prácticas
adicionales: disponibilidad de nodos de prueba, facilidad de ajuste por bloques, observabilidad directa
del desempeño del TIA y del demodulador, y posibilidad de calibración incremental sin requerir
algoritmos digitales. Esto representa un resultado esperado relevante en sí mismo, puesto que uno de
los objetivos centrales de la propuesta es privilegiar verificabilidad y transparencia funcional frente a
enfoques más cerrados basados en procesamiento embebido. Esa orientación aparece repetidamente
en el texto actual del manuscrito.
En suma, la presente sección no pretende sustituir una futura sección de resultados experimentales,
sino dejar claramente definido qué comportamientos funcionales deberían observarse durante la
validación preliminar del prototipo y cuáles serían los indicadores mínimos para considerar la
arquitectura técnicamente factible.
Se propone registrar V_DC, V_AC_ENV y PULSE_TTL mediante osciloscopio/DAQ externo:
1. Basal (5 min): estabilización y línea base.
2. Oclusión (60–90 s): caída de perfusión y recuperación post-liberación.
3. Frío (≈60 s): vasoconstricción periférica inducida.
4. Post-ejercicio (2–3 min): incremento transitorio de perfusión.
Métricas: PI relativo (AC/DC o proxy), tiempo de recuperación y frecuencia cardiaca. La comparación
con oxímetro comercial se considera referencia operativa (no metrológica).
910 | P á g i n a
Ante maniobras que reduzcan transitoriamente la perfusión periférica, como oclusión o exposición al
frío, se espera una disminución de la componente pulsátil y, por tanto, una reducción relativa de la
razón AC/DC. Por el contrario, durante la fase de recuperación tras la liberación de la oclusión o
después de ejercicio ligero, se espera una recuperación gradual o un incremento transitorio de la señal
pulsátil y de la relación asociada al PI relativo. Así, el criterio preliminar de éxito del diseño no se define
todavía por exactitud absoluta clínica, sino por la capacidad del sistema para seguir tendencias
fisiológicas esperables de manera estable y observable. Ese criterio ya está implícito en tu protocolo
de validación, donde se proponen precisamente maniobras capaces de producir cambios reproducibles
de perfusión.
Desde el punto de vista instrumental, también se espera que la arquitectura ofrezca ventajas prácticas
adicionales: disponibilidad de nodos de prueba, facilidad de ajuste por bloques, observabilidad directa
del desempeño del TIA y del demodulador, y posibilidad de calibración incremental sin requerir
algoritmos digitales. Esto representa un resultado esperado relevante en sí mismo, puesto que uno de
los objetivos centrales de la propuesta es privilegiar verificabilidad y transparencia funcional frente a
enfoques más cerrados basados en procesamiento embebido. Esa orientación aparece repetidamente
en el texto actual del manuscrito.
En suma, la presente sección no pretende sustituir una futura sección de resultados experimentales,
sino dejar claramente definido qué comportamientos funcionales deberían observarse durante la
validación preliminar del prototipo y cuáles serían los indicadores mínimos para considerar la
arquitectura técnicamente factible.
Se propone registrar V_DC, V_AC_ENV y PULSE_TTL mediante osciloscopio/DAQ externo:
1. Basal (5 min): estabilización y línea base.
2. Oclusión (60–90 s): caída de perfusión y recuperación post-liberación.
3. Frío (≈60 s): vasoconstricción periférica inducida.
4. Post-ejercicio (2–3 min): incremento transitorio de perfusión.
Métricas: PI relativo (AC/DC o proxy), tiempo de recuperación y frecuencia cardiaca. La comparación
con oxímetro comercial se considera referencia operativa (no metrológica).
Vol 6 N|1
911 | P á g i n a
DISCUSIÓN
La principal aportación de esta propuesta reside en demostrar que un monitor de perfusión periférica
basado en PPG puede concebirse desde una arquitectura completamente analógica, sin
microcontrolador ni software, conservando al mismo tiempo una lógica instrumental sólida y
físicamente verificable. En lugar de depender de algoritmos de filtrado digital o de procesamiento
posterior, la propuesta desplaza el énfasis hacia una solución de hardware donde cada bloque —
modulación, TIA, demodulación síncrona, separación AC/DC y generación de salidas— puede ser
inspeccionado, ajustado y validado de forma directa. Esta línea argumental coincide con el
posicionamiento actual del manuscrito, que prioriza verificabilidad por bloques y robustez operativa.
Desde la perspectiva de instrumentación biomédica, el uso de modulación óptica y demodulación lock-
in constituye el elemento más distintivo del diseño. Su interés no radica en reemplazar universalmente
a los sistemas digitales, sino en ofrecer una alternativa técnicamente transparente para contextos de
prototipado académico, docencia, investigación aplicada y desarrollo de instrumentación de bajo
costo. En estas situaciones, la trazabilidad funcional del hardware y la posibilidad de observar
directamente la respuesta de cada etapa pueden ser ventajas metodológicas importantes. Además, la
preservación explícita de las componentes AC y DC facilita una interpretación fisiológica más clara de
la señal y del índice de perfusión relativo. Esta filosofía ya está bien alineada con la especificación y
objetivos del documento actual.
No obstante, la discusión también debe reconocer con claridad las limitaciones del presente trabajo.
En primer lugar, la ausencia de resultados experimentales consolidados impide afirmar todavía el
desempeño cuantitativo real del sistema en sujetos humanos o en comparación formal con dispositivos
clínicos. En segundo lugar, la calidad de la señal PPG seguirá dependiendo de factores bien conocidos
como presión de contacto, geometría óptica, variabilidad anatómica, movimiento y condiciones
vasomotoras individuales. En tercer lugar, aunque la demodulación síncrona mejora el rechazo de
perturbaciones no correlacionadas, no elimina por completo los artefactos fisiológicos o mecánicos
que se encuentren temporalmente acoplados al sistema. Estas limitaciones ya son parcialmente
reconocidas en la discusión actual del manuscrito y aquí se reformulan de manera más explícita.
911 | P á g i n a
DISCUSIÓN
La principal aportación de esta propuesta reside en demostrar que un monitor de perfusión periférica
basado en PPG puede concebirse desde una arquitectura completamente analógica, sin
microcontrolador ni software, conservando al mismo tiempo una lógica instrumental sólida y
físicamente verificable. En lugar de depender de algoritmos de filtrado digital o de procesamiento
posterior, la propuesta desplaza el énfasis hacia una solución de hardware donde cada bloque —
modulación, TIA, demodulación síncrona, separación AC/DC y generación de salidas— puede ser
inspeccionado, ajustado y validado de forma directa. Esta línea argumental coincide con el
posicionamiento actual del manuscrito, que prioriza verificabilidad por bloques y robustez operativa.
Desde la perspectiva de instrumentación biomédica, el uso de modulación óptica y demodulación lock-
in constituye el elemento más distintivo del diseño. Su interés no radica en reemplazar universalmente
a los sistemas digitales, sino en ofrecer una alternativa técnicamente transparente para contextos de
prototipado académico, docencia, investigación aplicada y desarrollo de instrumentación de bajo
costo. En estas situaciones, la trazabilidad funcional del hardware y la posibilidad de observar
directamente la respuesta de cada etapa pueden ser ventajas metodológicas importantes. Además, la
preservación explícita de las componentes AC y DC facilita una interpretación fisiológica más clara de
la señal y del índice de perfusión relativo. Esta filosofía ya está bien alineada con la especificación y
objetivos del documento actual.
No obstante, la discusión también debe reconocer con claridad las limitaciones del presente trabajo.
En primer lugar, la ausencia de resultados experimentales consolidados impide afirmar todavía el
desempeño cuantitativo real del sistema en sujetos humanos o en comparación formal con dispositivos
clínicos. En segundo lugar, la calidad de la señal PPG seguirá dependiendo de factores bien conocidos
como presión de contacto, geometría óptica, variabilidad anatómica, movimiento y condiciones
vasomotoras individuales. En tercer lugar, aunque la demodulación síncrona mejora el rechazo de
perturbaciones no correlacionadas, no elimina por completo los artefactos fisiológicos o mecánicos
que se encuentren temporalmente acoplados al sistema. Estas limitaciones ya son parcialmente
reconocidas en la discusión actual del manuscrito y aquí se reformulan de manera más explícita.
Vol 6 N|1
912 | P á g i n a
Otro aspecto relevante es la interpretación del protocolo de validación propuesto. La comparación
con un oxímetro comercial debe entenderse como referencia operativa para observación de
tendencias y no como verificación metrológica exhaustiva. En consecuencia, una futura etapa
experimental debería incorporar series de medición repetidas, control de condiciones, análisis de
variabilidad intra-sujeto e inter-sujeto y, eventualmente, contraste con un patrón clínico o instrumental
mejor caracterizado. Esta aclaración es importante para evitar que el lector atribuya al presente
manuscrito un alcance experimental superior al que realmente posee. El propio documento actual ya
indica que la comparación con oxímetro comercial es no metrológica.
A pesar de estas limitaciones, la propuesta conserva valor científico y académico por varias razones.
Primero, porque formaliza una arquitectura analógica lock-in aplicada a PPG periférica con un nivel de
detalle suficiente para su implementación. Segundo, porque explicita nodos y variables funcionales
útiles para una validación posterior rigurosa. Tercero, porque ofrece una alternativa de diseño donde
el comportamiento del sistema no depende de firmware, librerías o procesamiento opaco, sino de
relaciones eléctricas trazables y observables.
El PI se interpreta como razón AC/DC, indicador asociado al tono vasomotor periférico; valores bajos
se vinculan con vasoconstricción o hipovolemia en la literatura clínica y técnica. En este contexto, la
demodulación lock-in permite atenuar componentes no correlacionadas como offsets por iluminación
ambiental, mejorando la estabilidad de las magnitudes AC y DC frente a condiciones de campo.
Desde la perspectiva de instrumentación, la estabilidad del TIA (selección de C_F, control de parásitos
y referencia VREF bufferizada) es crítica para evitar oscilaciones y asegurar linealidad. Adicionalmente,
el driver de corriente constante reduce la dependencia de la señal óptica respecto a variaciones
térmicas y de alimentación del LED, contribuyendo a la repetibilidad del PI.
Limitaciones esperadas: dependencia del contacto (presión y geometría), variabilidad inter-sujeto y
artefactos por movimiento dentro de la banda fisiológica. Estas limitaciones son consistentes con
reportes sobre calidad de señal PPG y efectos mecánicos.
912 | P á g i n a
Otro aspecto relevante es la interpretación del protocolo de validación propuesto. La comparación
con un oxímetro comercial debe entenderse como referencia operativa para observación de
tendencias y no como verificación metrológica exhaustiva. En consecuencia, una futura etapa
experimental debería incorporar series de medición repetidas, control de condiciones, análisis de
variabilidad intra-sujeto e inter-sujeto y, eventualmente, contraste con un patrón clínico o instrumental
mejor caracterizado. Esta aclaración es importante para evitar que el lector atribuya al presente
manuscrito un alcance experimental superior al que realmente posee. El propio documento actual ya
indica que la comparación con oxímetro comercial es no metrológica.
A pesar de estas limitaciones, la propuesta conserva valor científico y académico por varias razones.
Primero, porque formaliza una arquitectura analógica lock-in aplicada a PPG periférica con un nivel de
detalle suficiente para su implementación. Segundo, porque explicita nodos y variables funcionales
útiles para una validación posterior rigurosa. Tercero, porque ofrece una alternativa de diseño donde
el comportamiento del sistema no depende de firmware, librerías o procesamiento opaco, sino de
relaciones eléctricas trazables y observables.
El PI se interpreta como razón AC/DC, indicador asociado al tono vasomotor periférico; valores bajos
se vinculan con vasoconstricción o hipovolemia en la literatura clínica y técnica. En este contexto, la
demodulación lock-in permite atenuar componentes no correlacionadas como offsets por iluminación
ambiental, mejorando la estabilidad de las magnitudes AC y DC frente a condiciones de campo.
Desde la perspectiva de instrumentación, la estabilidad del TIA (selección de C_F, control de parásitos
y referencia VREF bufferizada) es crítica para evitar oscilaciones y asegurar linealidad. Adicionalmente,
el driver de corriente constante reduce la dependencia de la señal óptica respecto a variaciones
térmicas y de alimentación del LED, contribuyendo a la repetibilidad del PI.
Limitaciones esperadas: dependencia del contacto (presión y geometría), variabilidad inter-sujeto y
artefactos por movimiento dentro de la banda fisiológica. Estas limitaciones son consistentes con
reportes sobre calidad de señal PPG y efectos mecánicos.
Vol 6 N|1
913 | P á g i n a
CONCLUSIONES
Se presentó un diseño de monitor de perfusión periférica basado en PPG NIR (940 nm) con modulación
en kHz y demodulación síncrona lock-in, implementado sin microcontrolador ni software y alimentado
por rieles DC (+12 V y +5 V). La propuesta entrega magnitudes instrumentables (V_DC, V_AC_ENV)
y salida TTL para frecuencia cardiaca, junto con un protocolo de validación reproducible. El enfoque
prioriza verificabilidad por bloques, robustez frente a luz ambiente y posibilidad de prototipado de bajo
costo.
REFERENCIAS BIBLIOGRÁFICAS
Cannesson, M., Attof, Y., Rosamel, P., Desebbe, O., Joseph, P., Metton, O., & Bastien, O. (2009). Recent
advances in pulse oximetry. Anesthesiology Research and Practice, 2009, Article 364021.
Coutrot, M., Bouzat, P., & Buisson, M. (2021). Perfusion index: Physical principles, physiological
meanings and clinical implications. Trends in Anaesthesia and Critical Care.
Fine, J., Branan, K. L., Rodriguez, A. J., Boonya-ananta, T., Ramella-Roman, J. C., McShane, M. J., &
Coté, G. L. (2021). Sources of inaccuracy in photoplethysmography for continuous
cardiovascular monitoring. Biosensors, 11(4), 126.
Horowitz, P., & Hill, W. (2015). The art of electronics (3rd ed.). Cambridge University Press.
International Electrotechnical Commission. (2012). IEC 60601-1: Medical electrical equipment—Part 1:
General requirements for basic safety and essential performance (Consolidated version).
Park, J., Kim, J., Kim, S., & Park, C. (2022). Photoplethysmogram analysis and applications: An
integrative review. Sensors, 22(6), 2429.
Sedra, A. S., & Smith, K. C. (2014). Microelectronic circuits (7th ed.). Oxford University Press.
U.S. Patent No. 5,954,644. (1999). Method for ambient light subtraction in a photoplethysmographic
measurement system. U.S. Patent and Trademark Office.
913 | P á g i n a
CONCLUSIONES
Se presentó un diseño de monitor de perfusión periférica basado en PPG NIR (940 nm) con modulación
en kHz y demodulación síncrona lock-in, implementado sin microcontrolador ni software y alimentado
por rieles DC (+12 V y +5 V). La propuesta entrega magnitudes instrumentables (V_DC, V_AC_ENV)
y salida TTL para frecuencia cardiaca, junto con un protocolo de validación reproducible. El enfoque
prioriza verificabilidad por bloques, robustez frente a luz ambiente y posibilidad de prototipado de bajo
costo.
REFERENCIAS BIBLIOGRÁFICAS
Cannesson, M., Attof, Y., Rosamel, P., Desebbe, O., Joseph, P., Metton, O., & Bastien, O. (2009). Recent
advances in pulse oximetry. Anesthesiology Research and Practice, 2009, Article 364021.
Coutrot, M., Bouzat, P., & Buisson, M. (2021). Perfusion index: Physical principles, physiological
meanings and clinical implications. Trends in Anaesthesia and Critical Care.
Fine, J., Branan, K. L., Rodriguez, A. J., Boonya-ananta, T., Ramella-Roman, J. C., McShane, M. J., &
Coté, G. L. (2021). Sources of inaccuracy in photoplethysmography for continuous
cardiovascular monitoring. Biosensors, 11(4), 126.
Horowitz, P., & Hill, W. (2015). The art of electronics (3rd ed.). Cambridge University Press.
International Electrotechnical Commission. (2012). IEC 60601-1: Medical electrical equipment—Part 1:
General requirements for basic safety and essential performance (Consolidated version).
Park, J., Kim, J., Kim, S., & Park, C. (2022). Photoplethysmogram analysis and applications: An
integrative review. Sensors, 22(6), 2429.
Sedra, A. S., & Smith, K. C. (2014). Microelectronic circuits (7th ed.). Oxford University Press.
U.S. Patent No. 5,954,644. (1999). Method for ambient light subtraction in a photoplethysmographic
measurement system. U.S. Patent and Trademark Office.
Vol 6 N|1
914 | P á g i n a
Referencias tecnicas para el prototipo
Diseño de referencia (conexiones y valores propuestos)
Oscilador 5 kHz (NE555 astable)
• U1 = NE555
• Objetivo: ~5 kHz, duty ~50–60%
Conexiones:
• Pin 1 GND → 0 V
• Pin 8 VCC → +5 V (o +12 V si tu 555 lo permite; recomendado +5 V estable)
• Pin 4 RESET → +5 V
• Pin 5 CTRL → C5 = 10 nF a GND
• Pines 2 (TRIG) y 6 (THR) unidos → nodo N_T
• R1 = 10 kΩ entre +5 V y pin 7 (DISCH)
• R2 = 10 kΩ entre pin 7 y N_T
• C1 = 10 nF entre N_T y GND
• Pin 3 OUT → señal CLK_PPG (≈5 kHz)
Frecuencia aproximada:
𝑓 ≈ 1.44
(𝑅1 + 2𝑅2)𝐶1 = 1.44
(10𝑘 + 20𝑘) ⋅ 10𝑛𝐹 ≈ 4.8 𝑘𝐻𝑧
Driver de LED IR a corriente constante (op-amp + MOSFET)
Meta: corriente LED estable (ej. 20 mA), modulada por CLK_PPG.
• U2A = LM358 / OPA197 (single-supply)
• Q1 = MOSFET canal N lógico (ej. AO3400 / IRLML6344)
• R_SENSE = 33 Ω (1%) para 20 mA con 0.66 V
Esquema (texto):
• LED IR (D1) en serie con R_limit 10 Ω desde +12 V hacia drenaje de Q1 (low-side)
• Fuente Q1 → R_SENSE → GND
• U2A:
914 | P á g i n a
Referencias tecnicas para el prototipo
Diseño de referencia (conexiones y valores propuestos)
Oscilador 5 kHz (NE555 astable)
• U1 = NE555
• Objetivo: ~5 kHz, duty ~50–60%
Conexiones:
• Pin 1 GND → 0 V
• Pin 8 VCC → +5 V (o +12 V si tu 555 lo permite; recomendado +5 V estable)
• Pin 4 RESET → +5 V
• Pin 5 CTRL → C5 = 10 nF a GND
• Pines 2 (TRIG) y 6 (THR) unidos → nodo N_T
• R1 = 10 kΩ entre +5 V y pin 7 (DISCH)
• R2 = 10 kΩ entre pin 7 y N_T
• C1 = 10 nF entre N_T y GND
• Pin 3 OUT → señal CLK_PPG (≈5 kHz)
Frecuencia aproximada:
𝑓 ≈ 1.44
(𝑅1 + 2𝑅2)𝐶1 = 1.44
(10𝑘 + 20𝑘) ⋅ 10𝑛𝐹 ≈ 4.8 𝑘𝐻𝑧
Driver de LED IR a corriente constante (op-amp + MOSFET)
Meta: corriente LED estable (ej. 20 mA), modulada por CLK_PPG.
• U2A = LM358 / OPA197 (single-supply)
• Q1 = MOSFET canal N lógico (ej. AO3400 / IRLML6344)
• R_SENSE = 33 Ω (1%) para 20 mA con 0.66 V
Esquema (texto):
• LED IR (D1) en serie con R_limit 10 Ω desde +12 V hacia drenaje de Q1 (low-side)
• Fuente Q1 → R_SENSE → GND
• U2A:
Vol 6 N|1
915 | P á g i n a
o Pin (+) → VREF_I (ajustable 0–1 V)
o Pin (–) → nodo en R_SENSE (arriba de GND)
o Salida → compuerta Q1 (con Rg 100 Ω)
Modulación:
o Usa un CD4066 o transistor para habilitar VREF_I solo cuando CLK_PPG=1, o más
simple:
o Multiplica VREF_I por CLK con un interruptor analógico (ver 4.4) para
“encender/apagar” corriente sin cambiar setpoint.
Ajuste:
• Si VREF_I = 0.66 V ⇒ ILED ≈ 0.66 / 33 ≈ 20 mA.
Fotodiodo + TIA (transimpedancia)
• PD1 fotodiodo (modo fotocorriente)
• U2B op-amp de bajo ruido si es posible (OPA197/OPA2140/TLV9062). LM358 funciona para
prototipo, con más ruido.
Conexiones:
• PD1 cátodo → entrada inversora (–) de U2B
• PD1 ánodo → GND (modo fotocorriente hacia el nodo virtual)
• Entrada no inversora (+) de U2B → VREF_MID = 2.5 V (si trabajas en +5 V)
• Rf = 220 kΩ (1%) entre salida U2B y entrada (–)
• Cf = 33 pF en paralelo con Rf (estabilidad)
Salida:
• V_TIA = VREF_MID ± I_PD·Rf
• Ej.: I_PD = 2 μA ⇒ ΔV ≈ 0.44 V.
Demodulación síncrona (lock-in) con CD4053 (o CD4066)
Objetivo: multiplicar la señal por +1/–1 (detección fase-sensible).
• U3 = CD4053 (triple switch SPDT)
• Genera dos fases: CLK y /CLK (inversor con 74HC14 o CD4093).
915 | P á g i n a
o Pin (+) → VREF_I (ajustable 0–1 V)
o Pin (–) → nodo en R_SENSE (arriba de GND)
o Salida → compuerta Q1 (con Rg 100 Ω)
Modulación:
o Usa un CD4066 o transistor para habilitar VREF_I solo cuando CLK_PPG=1, o más
simple:
o Multiplica VREF_I por CLK con un interruptor analógico (ver 4.4) para
“encender/apagar” corriente sin cambiar setpoint.
Ajuste:
• Si VREF_I = 0.66 V ⇒ ILED ≈ 0.66 / 33 ≈ 20 mA.
Fotodiodo + TIA (transimpedancia)
• PD1 fotodiodo (modo fotocorriente)
• U2B op-amp de bajo ruido si es posible (OPA197/OPA2140/TLV9062). LM358 funciona para
prototipo, con más ruido.
Conexiones:
• PD1 cátodo → entrada inversora (–) de U2B
• PD1 ánodo → GND (modo fotocorriente hacia el nodo virtual)
• Entrada no inversora (+) de U2B → VREF_MID = 2.5 V (si trabajas en +5 V)
• Rf = 220 kΩ (1%) entre salida U2B y entrada (–)
• Cf = 33 pF en paralelo con Rf (estabilidad)
Salida:
• V_TIA = VREF_MID ± I_PD·Rf
• Ej.: I_PD = 2 μA ⇒ ΔV ≈ 0.44 V.
Demodulación síncrona (lock-in) con CD4053 (o CD4066)
Objetivo: multiplicar la señal por +1/–1 (detección fase-sensible).
• U3 = CD4053 (triple switch SPDT)
• Genera dos fases: CLK y /CLK (inversor con 74HC14 o CD4093).
Vol 6 N|1
916 | P á g i n a
Conexión conceptual:
• Conmuta la señal V_TIA entre dos rutas:
o Ruta A: directa
o Ruta B: invertida (usando U4A como inversor alrededor de VREF_MID)
Luego sumas/restas para obtener “producto” equivalente.
Implementación simple (robusta para prototipo):
1. Inversor analógico:
o U4A op-amp como inversor: ganancia –1 respecto a VREF_MID (entrada via
Rin=10k, realimentación Rf=10k).
2. U3 conmuta entre salida directa V_TIA y salida invertida V_INV según CLK.
3. Salida U3 → V_DEM (señal demodulada a baseband).
Filtros: baseband + pulso
• LPF baseband (extrae DC correlacionada):
o R = 10 kΩ, C = 3.3 μF ⇒ fc ≈ 4.8 Hz (ajusta a 2–10 Hz)
• Separación AC (pulso 0.5–5 Hz):
o HPF: C = 1 μF serie, R = 330 kΩ a VREF_MID ⇒ fc ≈ 0.48 Hz
o LPF: R = 33 kΩ, C = 1 μF ⇒ fc ≈ 4.8 Hz
Resultado:
• V_DC (nivel perfusión promedio)
• V_AC (pulsación)
PI analógico (AC/DC) sin micro
Opción A (más simple, publicable y estable): PI proporcional sin división exacta:
• Rectificas V_AC (rectificador de precisión con op-amp + diodos) → V_AC_ENV (envolvente)
• Generas V_PI ≈ k·V_AC_ENV y reportas también V_DC para normalizar “offline”.
Opción B (más completa, ideal para paper): división analógica
• U5 = AD633 (multiplicador analógico) + lazo para división (técnica clásica) o un divisor
analógico dedicado (si consigues).
916 | P á g i n a
Conexión conceptual:
• Conmuta la señal V_TIA entre dos rutas:
o Ruta A: directa
o Ruta B: invertida (usando U4A como inversor alrededor de VREF_MID)
Luego sumas/restas para obtener “producto” equivalente.
Implementación simple (robusta para prototipo):
1. Inversor analógico:
o U4A op-amp como inversor: ganancia –1 respecto a VREF_MID (entrada via
Rin=10k, realimentación Rf=10k).
2. U3 conmuta entre salida directa V_TIA y salida invertida V_INV según CLK.
3. Salida U3 → V_DEM (señal demodulada a baseband).
Filtros: baseband + pulso
• LPF baseband (extrae DC correlacionada):
o R = 10 kΩ, C = 3.3 μF ⇒ fc ≈ 4.8 Hz (ajusta a 2–10 Hz)
• Separación AC (pulso 0.5–5 Hz):
o HPF: C = 1 μF serie, R = 330 kΩ a VREF_MID ⇒ fc ≈ 0.48 Hz
o LPF: R = 33 kΩ, C = 1 μF ⇒ fc ≈ 4.8 Hz
Resultado:
• V_DC (nivel perfusión promedio)
• V_AC (pulsación)
PI analógico (AC/DC) sin micro
Opción A (más simple, publicable y estable): PI proporcional sin división exacta:
• Rectificas V_AC (rectificador de precisión con op-amp + diodos) → V_AC_ENV (envolvente)
• Generas V_PI ≈ k·V_AC_ENV y reportas también V_DC para normalizar “offline”.
Opción B (más completa, ideal para paper): división analógica
• U5 = AD633 (multiplicador analógico) + lazo para división (técnica clásica) o un divisor
analógico dedicado (si consigues).
Vol 6 N|1
917 | P á g i n a
• PI = (V_AC_ENV / V_DC)·K, salida 0–5 V.
Si quieres mantener BOM “común”, te recomiendo Opción A para prototipo 1 y publicar métricas AC
y DC; luego en versión 2 integras el divisor.
Umbrales y alarma (LM311 + temporizador)
• Comparador U6 = LM311 con histéresis (R_HYS)
• Umbral PI_MIN ajustable con potenciómetro multivueltas 10 kΩ
• Persistencia: NE555 monostable o CD4060 para requerir “PI bajo por >10 s” antes de alarmar.
BOM inicial (prototipo)
ICs
• NE555 (U1)
• 1× o 2× Op-amp doble (U2: OPA197/LM358/TLV9062)
• 1× Op-amp doble adicional (U4 para inversor/rectificador)
• CD4053 (U3) + 74HC14 o CD4093 para inversión de reloj
• LM311 (U6)
Opto
• LED IR 940 nm (D1)
• Fotodiodo (PD1)
Potencia
• MOSFET canal N lógico (Q1)
• Regulador +5 V (LDO o buck) + filtrado (10 μF + 100 nF por IC)
Pasivos (típicos)
• Rf TIA 220 kΩ (1%), Cf 33 pF
• Redes RC para filtros (10 kΩ/3.3 μF, 330 kΩ/1 μF, 33 kΩ/1 μF)
• Potenciómetros: 10 kΩ (umbral), 10 kΩ (corriente LED)
• Diodos 1N4148 para rectificador
Seguridad y consideraciones biomédicas
• Batería como fuente primaria (reduce riesgo de choque).
917 | P á g i n a
• PI = (V_AC_ENV / V_DC)·K, salida 0–5 V.
Si quieres mantener BOM “común”, te recomiendo Opción A para prototipo 1 y publicar métricas AC
y DC; luego en versión 2 integras el divisor.
Umbrales y alarma (LM311 + temporizador)
• Comparador U6 = LM311 con histéresis (R_HYS)
• Umbral PI_MIN ajustable con potenciómetro multivueltas 10 kΩ
• Persistencia: NE555 monostable o CD4060 para requerir “PI bajo por >10 s” antes de alarmar.
BOM inicial (prototipo)
ICs
• NE555 (U1)
• 1× o 2× Op-amp doble (U2: OPA197/LM358/TLV9062)
• 1× Op-amp doble adicional (U4 para inversor/rectificador)
• CD4053 (U3) + 74HC14 o CD4093 para inversión de reloj
• LM311 (U6)
Opto
• LED IR 940 nm (D1)
• Fotodiodo (PD1)
Potencia
• MOSFET canal N lógico (Q1)
• Regulador +5 V (LDO o buck) + filtrado (10 μF + 100 nF por IC)
Pasivos (típicos)
• Rf TIA 220 kΩ (1%), Cf 33 pF
• Redes RC para filtros (10 kΩ/3.3 μF, 330 kΩ/1 μF, 33 kΩ/1 μF)
• Potenciómetros: 10 kΩ (umbral), 10 kΩ (corriente LED)
• Diodos 1N4148 para rectificador
Seguridad y consideraciones biomédicas
• Batería como fuente primaria (reduce riesgo de choque).
Vol 6 N|1
918 | P á g i n a
• Limitación de corriente del LED y temperatura del sensor (evitar calentamiento).
• Aislamiento del conector si se conecta a PC/instrumentos (optoacoplador o aislador analógico
si agregas interfaz).
• Electrodos no aplican (es óptico), lo cual simplifica seguridad frente a ECG/EMG.
Protocolo experimental
Mediciones analógicas que puedes registrar con osciloscopio/DAQ externo.
Ensayos
1. Basal 5 min en reposo: registrar V_DC y V_AC_ENV.
2. Oclusión 60–90 s con banda: observar caída de PI y recuperación.
3. Frío (mano en agua fría 60 s): vasoconstricción → PI baja.
4. Post-ejercicio ligero: PI sube en recuperación.
Métricas
• PI relativo (% del basal)
• Tiempo de recuperación (s)
• FC desde V_AC (comparador → pulso TTL)
Alimentación y referencias (5 V y 12 V)
Rieles
• +12V_IN: entrada DC 12 V (batería/pack).
• +5V_A: regulado desde +12V (buck o LDO según disipación).
• GND_A: masa analógica (estrella).
• GND_P: masa potencia (driver LED). Unir a GND_A en un único punto (STAR_GND).
Filtrado recomendado
• En cada IC: 100 nF cerámico entre VCC y GND, lo más cerca posible.
• En +5V_A: 10 μF + 100 nF en entrada a cada bloque.
• En +12V: 47 μF cerca del driver LED + 100 nF.
918 | P á g i n a
• Limitación de corriente del LED y temperatura del sensor (evitar calentamiento).
• Aislamiento del conector si se conecta a PC/instrumentos (optoacoplador o aislador analógico
si agregas interfaz).
• Electrodos no aplican (es óptico), lo cual simplifica seguridad frente a ECG/EMG.
Protocolo experimental
Mediciones analógicas que puedes registrar con osciloscopio/DAQ externo.
Ensayos
1. Basal 5 min en reposo: registrar V_DC y V_AC_ENV.
2. Oclusión 60–90 s con banda: observar caída de PI y recuperación.
3. Frío (mano en agua fría 60 s): vasoconstricción → PI baja.
4. Post-ejercicio ligero: PI sube en recuperación.
Métricas
• PI relativo (% del basal)
• Tiempo de recuperación (s)
• FC desde V_AC (comparador → pulso TTL)
Alimentación y referencias (5 V y 12 V)
Rieles
• +12V_IN: entrada DC 12 V (batería/pack).
• +5V_A: regulado desde +12V (buck o LDO según disipación).
• GND_A: masa analógica (estrella).
• GND_P: masa potencia (driver LED). Unir a GND_A en un único punto (STAR_GND).
Filtrado recomendado
• En cada IC: 100 nF cerámico entre VCC y GND, lo más cerca posible.
• En +5V_A: 10 μF + 100 nF en entrada a cada bloque.
• En +12V: 47 μF cerca del driver LED + 100 nF.
Vol 6 N|1
919 | P á g i n a
Referencia de media escala (VREF_MID = 2.5 V)
Para trabajar “single-supply” con señales centradas:
• R9 = 10 kΩ de +5V_A a nodo VREF_MID
• R10 = 10 kΩ de VREF_MID a GND_A
• C9 = 10 μF de VREF_MID a GND_A
• U2B (buffer): seguidor de tensión para baja impedancia:
o U2B+ = VREF_MID_RAW
o U2B– = U2B_OUT (realimentación)
o U2B_OUT = VREF_MID
(Esto es crítico para que TIA/filtros no “muevan” la referencia.)
Oscilador de modulación 5 kHz (NE555)
U1 = NE555 (alimentado a +5V_A)
Conexiones:
• U1-1 GND → GND_A
• U1-8 VCC → +5V_A
• U1-4 RESET → +5V_A
• U1-5 CTRL → C5 = 10 nF a GND_A
• U1-2 TRIG unido a U1-6 THR → nodo N_T
• R1 = 10 kΩ entre +5V_A y U1-7 DISCH
• R2 = 10 kΩ entre U1-7 y N_T
• C1 = 10 nF entre N_T y GND_A
• U1-3 OUT → CLK_5K
Genera ~4.8–5 kHz (válido para lock-in).
Inversión de fase
• U4 = 74HC14 (recomendado por limpieza de flancos)
o U4 VCC → +5V_A, GND → GND_A
o U4A IN = CLK_5K, OUT = NCLK_5K (fase invertida)
919 | P á g i n a
Referencia de media escala (VREF_MID = 2.5 V)
Para trabajar “single-supply” con señales centradas:
• R9 = 10 kΩ de +5V_A a nodo VREF_MID
• R10 = 10 kΩ de VREF_MID a GND_A
• C9 = 10 μF de VREF_MID a GND_A
• U2B (buffer): seguidor de tensión para baja impedancia:
o U2B+ = VREF_MID_RAW
o U2B– = U2B_OUT (realimentación)
o U2B_OUT = VREF_MID
(Esto es crítico para que TIA/filtros no “muevan” la referencia.)
Oscilador de modulación 5 kHz (NE555)
U1 = NE555 (alimentado a +5V_A)
Conexiones:
• U1-1 GND → GND_A
• U1-8 VCC → +5V_A
• U1-4 RESET → +5V_A
• U1-5 CTRL → C5 = 10 nF a GND_A
• U1-2 TRIG unido a U1-6 THR → nodo N_T
• R1 = 10 kΩ entre +5V_A y U1-7 DISCH
• R2 = 10 kΩ entre U1-7 y N_T
• C1 = 10 nF entre N_T y GND_A
• U1-3 OUT → CLK_5K
Genera ~4.8–5 kHz (válido para lock-in).
Inversión de fase
• U4 = 74HC14 (recomendado por limpieza de flancos)
o U4 VCC → +5V_A, GND → GND_A
o U4A IN = CLK_5K, OUT = NCLK_5K (fase invertida)
Vol 6 N|1
920 | P á g i n a
Driver del LED IR (corriente constante con modulación)
Objetivo: ILED ≈ 20 mA estable, encendido/apagado por CLK_5K.
Elementos
• D1 = LED IR 940 nm
• Q1 = MOSFET N lógico (AO3400 / IRLML6344)
• U3 = OPA197 (single) (driver)
• R_SENSE = 33 Ω, 1%, 0.25 W
• R_G = 100 Ω en la compuerta
• R_PD = 100 kΩ gate a GND_P (apagado seguro)
Conexiones (low-side)
• +12V_IN → RLED = 10 Ω (0.25 W) → ánodo D1
• cátodo D1 → drenaje Q1
• fuente Q1 → nodo SENSE_TOP
• SENSE_TOP → R_SENSE → GND_P
Control por op-amp:
• U3 V+ → +5V_A ; U3 GND → GND_A (op-amp en dominio analógico)
• U3(+) → VSET_LED (setpoint)
• U3(–) → SENSE_TOP (medición)
• U3 OUT → R_G → gate Q1
• gate Q1 → R_PD → GND_P
Generación de VSET_LED modulada (simple, efectiva)
• VR1 = pot 10 kΩ multivueltas entre +5V_A y GND_A
• Cursor VR1 → nodo VSET_RAW
• U5 = CD4066 (switch analógico) para “gating”:
o Canal A:
▪ IN_A = VSET_RAW
▪ OUT_A = VSET_LED
920 | P á g i n a
Driver del LED IR (corriente constante con modulación)
Objetivo: ILED ≈ 20 mA estable, encendido/apagado por CLK_5K.
Elementos
• D1 = LED IR 940 nm
• Q1 = MOSFET N lógico (AO3400 / IRLML6344)
• U3 = OPA197 (single) (driver)
• R_SENSE = 33 Ω, 1%, 0.25 W
• R_G = 100 Ω en la compuerta
• R_PD = 100 kΩ gate a GND_P (apagado seguro)
Conexiones (low-side)
• +12V_IN → RLED = 10 Ω (0.25 W) → ánodo D1
• cátodo D1 → drenaje Q1
• fuente Q1 → nodo SENSE_TOP
• SENSE_TOP → R_SENSE → GND_P
Control por op-amp:
• U3 V+ → +5V_A ; U3 GND → GND_A (op-amp en dominio analógico)
• U3(+) → VSET_LED (setpoint)
• U3(–) → SENSE_TOP (medición)
• U3 OUT → R_G → gate Q1
• gate Q1 → R_PD → GND_P
Generación de VSET_LED modulada (simple, efectiva)
• VR1 = pot 10 kΩ multivueltas entre +5V_A y GND_A
• Cursor VR1 → nodo VSET_RAW
• U5 = CD4066 (switch analógico) para “gating”:
o Canal A:
▪ IN_A = VSET_RAW
▪ OUT_A = VSET_LED
Vol 6 N|1
921 | P á g i n a
▪ CTRL_A = CLK_5K
• R11 = 100 kΩ de VSET_LED a GND_A (lo deja en 0 cuando el switch abre)
• C11 = 1 nF de VSET_LED a GND_A (reduce glitches)
Ajuste: si VSET_LED ≈ 0.66 V ⇒ ILED ≈ 0.66 / 33 ≈ 20 mA.
Sensor óptico + TIA (transimpedancia)
Fotodiodo recomendado
Fotodiodo PIN de área media (para reflectancia). Conexión típica “photovoltaic” o “photoconductive”.
Para robustez y linealidad en lock-in: photoconductive (polarización inversa ligera), pero en 5 V se
puede mantener simple.
TIA (U2A = TLV9062 canal A)
• U2A V+ → +5V_A
• U2A GND → GND_A
• U2A (+) → VREF_MID
• U2A (–) → nodo TIA_SUM
• Salida U2A → V_TIA
Fotodiodo:
• PD1 cátodo → +5V_A (o a un bias 3–5 V)
• PD1 ánodo → TIA_SUM
(Esto hace corriente hacia el nodo inversor; el op-amp mantiene TIA_SUM ≈ VREF_MID.)
Realimentación:
• R_F = 220 kΩ (1%) entre V_TIA y TIA_SUM
• C_F = 33 pF en paralelo con R_F (estabilidad)
Demodulación síncrona (lock-in) con CD4053
La forma más limpia, prototipable es: conmutar entre señal directa e invertida alrededor de
VREF_MID, equivalente a multiplicar por ±1.
921 | P á g i n a
▪ CTRL_A = CLK_5K
• R11 = 100 kΩ de VSET_LED a GND_A (lo deja en 0 cuando el switch abre)
• C11 = 1 nF de VSET_LED a GND_A (reduce glitches)
Ajuste: si VSET_LED ≈ 0.66 V ⇒ ILED ≈ 0.66 / 33 ≈ 20 mA.
Sensor óptico + TIA (transimpedancia)
Fotodiodo recomendado
Fotodiodo PIN de área media (para reflectancia). Conexión típica “photovoltaic” o “photoconductive”.
Para robustez y linealidad en lock-in: photoconductive (polarización inversa ligera), pero en 5 V se
puede mantener simple.
TIA (U2A = TLV9062 canal A)
• U2A V+ → +5V_A
• U2A GND → GND_A
• U2A (+) → VREF_MID
• U2A (–) → nodo TIA_SUM
• Salida U2A → V_TIA
Fotodiodo:
• PD1 cátodo → +5V_A (o a un bias 3–5 V)
• PD1 ánodo → TIA_SUM
(Esto hace corriente hacia el nodo inversor; el op-amp mantiene TIA_SUM ≈ VREF_MID.)
Realimentación:
• R_F = 220 kΩ (1%) entre V_TIA y TIA_SUM
• C_F = 33 pF en paralelo con R_F (estabilidad)
Demodulación síncrona (lock-in) con CD4053
La forma más limpia, prototipable es: conmutar entre señal directa e invertida alrededor de
VREF_MID, equivalente a multiplicar por ±1.
Vol 6 N|1
922 | P á g i n a
Inversor analógico de ganancia –1 (U2B = TLV9062 canal B)
• U2B(+) → VREF_MID
• U2B(–) → nodo INV_IN
• INV_IN recibe V_TIA a través de R12 = 10 kΩ
• Realimentación U2B OUT a INV_IN con R13 = 10 kΩ
• Salida U2B → V_INV
• Resultado: V_INV = 2·VREF_MID – V_TIA (inversión alrededor de VREF).
Conmutación (U6 = CD4053)
• U6 VDD → +5V_A ; VSS → GND_A
• U6 INH → GND_A (habilitado)
• U6 Control A (S) → CLK_5K (o NCLK_5K, según fase)
• Usa 1 canal SPDT del 4053:
Entradas:
• U6 X0 → V_TIA (directa)
• U6 X1 → V_INV (invertida)
• U6 X_COM → V_DEM_RAW
Así, V_DEM_RAW alterna entre directa e invertida sincronizada con la iluminación, realizando la
correlación.
Filtro baseband + separación AC/DC
LPF para componente correlacionada (extrae señal útil)
• R20 = 10 kΩ entre V_DEM_RAW y nodo V_BASE
• C20 = 3.3 μF entre V_BASE y GND_A
fc ≈ 1/(2π·10k·3.3μ) ≈ 4.8 Hz (adecuado; ajustable 2–10 Hz).
V_BASE contiene el PPG “limpio” (ya sin portadora 5 kHz).
DC (nivel promedio) y AC (pulso)
• DC (promedio): LPF más lento:
o R21 = 100 kΩ, C21 = 10 μF ⇒ fc ≈ 0.16 Hz
922 | P á g i n a
Inversor analógico de ganancia –1 (U2B = TLV9062 canal B)
• U2B(+) → VREF_MID
• U2B(–) → nodo INV_IN
• INV_IN recibe V_TIA a través de R12 = 10 kΩ
• Realimentación U2B OUT a INV_IN con R13 = 10 kΩ
• Salida U2B → V_INV
• Resultado: V_INV = 2·VREF_MID – V_TIA (inversión alrededor de VREF).
Conmutación (U6 = CD4053)
• U6 VDD → +5V_A ; VSS → GND_A
• U6 INH → GND_A (habilitado)
• U6 Control A (S) → CLK_5K (o NCLK_5K, según fase)
• Usa 1 canal SPDT del 4053:
Entradas:
• U6 X0 → V_TIA (directa)
• U6 X1 → V_INV (invertida)
• U6 X_COM → V_DEM_RAW
Así, V_DEM_RAW alterna entre directa e invertida sincronizada con la iluminación, realizando la
correlación.
Filtro baseband + separación AC/DC
LPF para componente correlacionada (extrae señal útil)
• R20 = 10 kΩ entre V_DEM_RAW y nodo V_BASE
• C20 = 3.3 μF entre V_BASE y GND_A
fc ≈ 1/(2π·10k·3.3μ) ≈ 4.8 Hz (adecuado; ajustable 2–10 Hz).
V_BASE contiene el PPG “limpio” (ya sin portadora 5 kHz).
DC (nivel promedio) y AC (pulso)
• DC (promedio): LPF más lento:
o R21 = 100 kΩ, C21 = 10 μF ⇒ fc ≈ 0.16 Hz
Vol 6 N|1
923 | P á g i n a
o V_DC = nodo tras ese filtro (desde V_BASE)
• AC (pulso 0.5–5 Hz): banda de pulso:
o HPF: C22 = 1 μF serie desde V_BASE a nodo V_AC_HPF
o R22 = 330 kΩ desde V_AC_HPF a VREF_MID ⇒ fc ≈ 0.48 Hz
o LPF: R23 = 33 kΩ desde V_AC_HPF a V_AC
o C23 = 1 μF desde V_AC a GND_A ⇒ fc ≈ 4.8 Hz
Rectificación de precisión (envolvente de AC) para PI
Para prototipo 1 (sin divisor analógico), calculamos:
• V_AC_ENV (amplitud pulsátil)
• Reportamos también V_DC
• PI puede presentarse como AC/DC en el artículo (si deseas, luego lo cierro con divisor
analógico en versión 2).
Rectificador de precisión (media onda activa) con un op-amp extra:
• U7 = OPA197 (o segundo op-amp doble si prefieres)
• Configuración “precision rectifier” + filtro:
o Salida rectificada → R30 = 10 kΩ → nodo V_AC_ENV
o C30 = 4.7 μF a GND_A (suaviza envolvente)
Comparador y salida TTL (pulso y alarma)
Pulso TTL (frecuencia cardiaca)
• U8 = LM311
• Entrada (+) = V_AC (centrada) o V_AC_HPF
• Entrada (–) = umbral ajustable alrededor de VREF_MID:
o VR2 = 10 kΩ entre +5V_A y GND_A; cursor a VTH_PULSE
o Recomiendo sumar VREF_MID + pequeño offset con red para estabilidad.
• Histéresis:
o R_HYS = 1 MΩ desde salida LM311 a entrada (+)
• Salida:
923 | P á g i n a
o V_DC = nodo tras ese filtro (desde V_BASE)
• AC (pulso 0.5–5 Hz): banda de pulso:
o HPF: C22 = 1 μF serie desde V_BASE a nodo V_AC_HPF
o R22 = 330 kΩ desde V_AC_HPF a VREF_MID ⇒ fc ≈ 0.48 Hz
o LPF: R23 = 33 kΩ desde V_AC_HPF a V_AC
o C23 = 1 μF desde V_AC a GND_A ⇒ fc ≈ 4.8 Hz
Rectificación de precisión (envolvente de AC) para PI
Para prototipo 1 (sin divisor analógico), calculamos:
• V_AC_ENV (amplitud pulsátil)
• Reportamos también V_DC
• PI puede presentarse como AC/DC en el artículo (si deseas, luego lo cierro con divisor
analógico en versión 2).
Rectificador de precisión (media onda activa) con un op-amp extra:
• U7 = OPA197 (o segundo op-amp doble si prefieres)
• Configuración “precision rectifier” + filtro:
o Salida rectificada → R30 = 10 kΩ → nodo V_AC_ENV
o C30 = 4.7 μF a GND_A (suaviza envolvente)
Comparador y salida TTL (pulso y alarma)
Pulso TTL (frecuencia cardiaca)
• U8 = LM311
• Entrada (+) = V_AC (centrada) o V_AC_HPF
• Entrada (–) = umbral ajustable alrededor de VREF_MID:
o VR2 = 10 kΩ entre +5V_A y GND_A; cursor a VTH_PULSE
o Recomiendo sumar VREF_MID + pequeño offset con red para estabilidad.
• Histéresis:
o R_HYS = 1 MΩ desde salida LM311 a entrada (+)
• Salida:
Vol 6 N|1
924 | P á g i n a
o LM311 colector abierto → pull-up RPU = 4.7 kΩ a +5V_A
o Nodo salida = PULSE_TTL
Alarma por perfusión baja (PI baja sostenida)
• Comparar V_AC_ENV y/o relación simple V_AC_ENV vs V_DC:
o Opción simple: umbral sobre V_AC_ENV (con calibración por sujeto)
o Opción robusta: V_AC_ENV < k·V_DC (esto requiere multiplicador o divisor; lo
hacemos en versión 2)
• Persistencia: NE555 monostable o CD4060 para exigir “bajo por 10 s” antes de activar
buzzer/LED.
BOM profesional (núcleo del prototipo)
ICs
• U1: NE555 (DIP-8/SOIC-8)
• U2: TLV9062 (dual op-amp, SOIC-8) — TIA + inversor/buffer
• U3: OPA197 (single op-amp, SOIC-8) — driver LED y/o rectificador
• U4: 74HC14 (inversor Schmitt, SOIC-14/DIP-14)
• U5: CD4066 (switch analógico, SOIC-14/DIP-14)
• U6: CD4053 (triple SPDT, SOIC-16/DIP-16)
• U8: LM311 (comparador, DIP-8/SOIC-8)
• (Opcional) U9: CD4060 (temporización de alarma) o NE555 adicional
Optoelectrónica
• D1: LED IR 940 nm (THT o SMD)
• PD1: Fotodiodo PIN (THT/SMD)
Transistores / Potencia
• Q1: MOSFET N lógico (SOT-23)
• R_SENSE: 33 Ω, 1%, 0.25 W
• RLED: 10 Ω, 0.25 W (limitador/estabilidad térmica)
924 | P á g i n a
o LM311 colector abierto → pull-up RPU = 4.7 kΩ a +5V_A
o Nodo salida = PULSE_TTL
Alarma por perfusión baja (PI baja sostenida)
• Comparar V_AC_ENV y/o relación simple V_AC_ENV vs V_DC:
o Opción simple: umbral sobre V_AC_ENV (con calibración por sujeto)
o Opción robusta: V_AC_ENV < k·V_DC (esto requiere multiplicador o divisor; lo
hacemos en versión 2)
• Persistencia: NE555 monostable o CD4060 para exigir “bajo por 10 s” antes de activar
buzzer/LED.
BOM profesional (núcleo del prototipo)
ICs
• U1: NE555 (DIP-8/SOIC-8)
• U2: TLV9062 (dual op-amp, SOIC-8) — TIA + inversor/buffer
• U3: OPA197 (single op-amp, SOIC-8) — driver LED y/o rectificador
• U4: 74HC14 (inversor Schmitt, SOIC-14/DIP-14)
• U5: CD4066 (switch analógico, SOIC-14/DIP-14)
• U6: CD4053 (triple SPDT, SOIC-16/DIP-16)
• U8: LM311 (comparador, DIP-8/SOIC-8)
• (Opcional) U9: CD4060 (temporización de alarma) o NE555 adicional
Optoelectrónica
• D1: LED IR 940 nm (THT o SMD)
• PD1: Fotodiodo PIN (THT/SMD)
Transistores / Potencia
• Q1: MOSFET N lógico (SOT-23)
• R_SENSE: 33 Ω, 1%, 0.25 W
• RLED: 10 Ω, 0.25 W (limitador/estabilidad térmica)
Vol 6 N|1
925 | P á g i n a
Pasivos clave (valores iniciales)
• TIA: R_F 220 kΩ (1%), C_F 33 pF (C0G/NP0)
• VREF: R9=R10=10 kΩ (1%), C9 10 μF
• Baseband: R20 10 kΩ, C20 3.3 μF
• DC: R21 100 kΩ, C21 10 μF
• Pulso: C22 1 μF, R22 330 kΩ, R23 33 kΩ, C23 1 μF
• Pull-ups / hys: 4.7 kΩ, 1 MΩ
• Desacoples: 100 nF por IC + 10 μF por riel
Notas de diseño
• La demodulación síncrona implementa una correlación análoga a un lock-in amplifier,
suprimiendo luz ambiente y offsets no correlacionados con la modulación.
• El uso de VREF_MID bufferizada minimiza la inyección de error en filtros y TIA.
• El TIA requiere C_F (NP0) para estabilidad por la capacitancia del fotodiodo y trazas.
• La separación AC/DC permite reportar:
o V_DC (perfusión media)
o V_AC_ENV (amplitud pulsátil)
o PULSE_TTL (frecuencia cardiaca)
Señales y objetivo
• Entrada: V_AC = señal pulsátil band-limit (0.5–5 Hz) centrada en VREF_MID.
• Queremos: V_AC_ENV = envolvente (magnitud) de V_AC, expresada como DC positiva.
Estrategia:
1. Convertir a señal “alrededor de 0”:
𝑉𝐴𝐶0 = 𝑉𝐴𝐶 − 𝑉𝑅𝐸𝐹_𝑀𝐼𝐷
2. Rectificar de precisión media onda positiva: 𝑉𝑅𝐸𝐶𝑇 ≈ max (0, 𝑉𝐴𝐶0)
3. Filtrar: 𝑉𝐸𝑁𝑉con constante de tiempo 0.3–1.5 s (ajustable).
925 | P á g i n a
Pasivos clave (valores iniciales)
• TIA: R_F 220 kΩ (1%), C_F 33 pF (C0G/NP0)
• VREF: R9=R10=10 kΩ (1%), C9 10 μF
• Baseband: R20 10 kΩ, C20 3.3 μF
• DC: R21 100 kΩ, C21 10 μF
• Pulso: C22 1 μF, R22 330 kΩ, R23 33 kΩ, C23 1 μF
• Pull-ups / hys: 4.7 kΩ, 1 MΩ
• Desacoples: 100 nF por IC + 10 μF por riel
Notas de diseño
• La demodulación síncrona implementa una correlación análoga a un lock-in amplifier,
suprimiendo luz ambiente y offsets no correlacionados con la modulación.
• El uso de VREF_MID bufferizada minimiza la inyección de error en filtros y TIA.
• El TIA requiere C_F (NP0) para estabilidad por la capacitancia del fotodiodo y trazas.
• La separación AC/DC permite reportar:
o V_DC (perfusión media)
o V_AC_ENV (amplitud pulsátil)
o PULSE_TTL (frecuencia cardiaca)
Señales y objetivo
• Entrada: V_AC = señal pulsátil band-limit (0.5–5 Hz) centrada en VREF_MID.
• Queremos: V_AC_ENV = envolvente (magnitud) de V_AC, expresada como DC positiva.
Estrategia:
1. Convertir a señal “alrededor de 0”:
𝑉𝐴𝐶0 = 𝑉𝐴𝐶 − 𝑉𝑅𝐸𝐹_𝑀𝐼𝐷
2. Rectificar de precisión media onda positiva: 𝑉𝑅𝐸𝐶𝑇 ≈ max (0, 𝑉𝐴𝐶0)
3. Filtrar: 𝑉𝐸𝑁𝑉con constante de tiempo 0.3–1.5 s (ajustable).
Vol 6 N|1
926 | P á g i n a
Restador (V_AC0 = V_AC − VREF_MID) — pasivo + buffer opcional
Si tu V_AC ya está disponible como señal respecto a VREF_MID (es decir, sale de un acoplamiento
que ya usa VREF), puedes saltarte el restador y entrar directo al rectificador con “referencia a VREF”.
Pero para que sea inequívoco, te doy el restador sencillo:
Opción B1 (recomendada, mínima): acoplamiento capacitivo + resistor a GND
Si V_AC ya es “solo AC” y está referida a VREF_MID, entonces genera una versión centrada en 0 así:
• C31 = 1 μF en serie desde V_AC hacia nodo VAC0
• R31 = 330 kΩ desde VAC0 a GND_A
Esto produce VAC0 ≈ (V_AC - VREF_MID) para frecuencias de pulso (por arriba de ~0.5 Hz), con
fc≈0.48 Hz (mismo orden que tu HPF).
En este caso, VAC0 oscila alrededor de 0 V y puede ir ligeramente negativa. El op-amp en 5 V puede
manejarlo porque su entrada se mantiene virtualmente cerca de 0 en la topología elegida (ver
rectificador).
Rectificador de precisión (media onda) + envolvente — pin-a-pin exacto (OPA197)
Componentes
• U7 = OPA197 (SOIC-8)
• D31 = 1N4148 (o BAS316/BAV199; Schottky no es necesaria aquí por ser “superdiode”)
• R32 = 10 kΩ
• C32 = 4.7 μF (ajustable)
• R33 = 100 kΩ (bleeder/descarga controlada)
Pinout OPA197 (SOIC-8 estándar)
• Pin 1: OUT
• Pin 2: IN−
• Pin 3: IN+
• Pin 4: V− (GND)
• Pin 5: NC (según fabricante; no usar)
• Pin 6: NC (según fabricante; no usar)
926 | P á g i n a
Restador (V_AC0 = V_AC − VREF_MID) — pasivo + buffer opcional
Si tu V_AC ya está disponible como señal respecto a VREF_MID (es decir, sale de un acoplamiento
que ya usa VREF), puedes saltarte el restador y entrar directo al rectificador con “referencia a VREF”.
Pero para que sea inequívoco, te doy el restador sencillo:
Opción B1 (recomendada, mínima): acoplamiento capacitivo + resistor a GND
Si V_AC ya es “solo AC” y está referida a VREF_MID, entonces genera una versión centrada en 0 así:
• C31 = 1 μF en serie desde V_AC hacia nodo VAC0
• R31 = 330 kΩ desde VAC0 a GND_A
Esto produce VAC0 ≈ (V_AC - VREF_MID) para frecuencias de pulso (por arriba de ~0.5 Hz), con
fc≈0.48 Hz (mismo orden que tu HPF).
En este caso, VAC0 oscila alrededor de 0 V y puede ir ligeramente negativa. El op-amp en 5 V puede
manejarlo porque su entrada se mantiene virtualmente cerca de 0 en la topología elegida (ver
rectificador).
Rectificador de precisión (media onda) + envolvente — pin-a-pin exacto (OPA197)
Componentes
• U7 = OPA197 (SOIC-8)
• D31 = 1N4148 (o BAS316/BAV199; Schottky no es necesaria aquí por ser “superdiode”)
• R32 = 10 kΩ
• C32 = 4.7 μF (ajustable)
• R33 = 100 kΩ (bleeder/descarga controlada)
Pinout OPA197 (SOIC-8 estándar)
• Pin 1: OUT
• Pin 2: IN−
• Pin 3: IN+
• Pin 4: V− (GND)
• Pin 5: NC (según fabricante; no usar)
• Pin 6: NC (según fabricante; no usar)
Vol 6 N|1
927 | P á g i n a
• Pin 7: V+
• Pin 8: NC (según fabricante; no usar)
(Si tu OPA197 específico trae diferente asignación de NC, no afecta: lo importante son
OUT/IN−/IN+/V+/GND.)
Conexiones (rectificador “superdiode” no inversor)
Objetivo: salida rectificada V_RECT que sigue VAC0 cuando es positiva y se va a 0 cuando es negativa
(sin caída de diodo efectiva).
1. Alimentación:
• U7 pin 7 (V+) → +5V_A
• U7 pin 4 (V−) → GND_A
• Desacople: C7a = 100 nF entre pin 7 y pin 4 (muy cerca)
2. Entrada:
• U7 pin 3 (IN+) → nodo VAC0 (desde la opción B1)
3. Lazo “superdiode”:
• D31: ánodo a U7 pin 1 (OUT), cátodo a nodo V_RECT
• U7 pin 2 (IN−) → nodo V_RECT
Con esto el op-amp “empuja” su salida para vencer el diodo, y V_RECT ≈ VAC0 cuando VAC0>0, sin
caída.
4. Detector de envolvente (filtro y descarga controlada):
• R32 = 10 kΩ desde V_RECT a nodo V_AC_ENV
• C32 = 4.7 μF desde V_AC_ENV a GND_A
• R33 = 100 kΩ desde V_AC_ENV a GND_A
Interpretación:
• R32–C32: suaviza y crea envolvente (constante τ≈47 ms si solo eso; pero en realidad el
comportamiento lo domina la carga desde V_RECT y la descarga por R33).
• R33 define la “caída” (release). Con C32=4.7 μF y R33=100 kΩ ⇒ τ_release ≈ 0.47 s (bueno
para pulso).
927 | P á g i n a
• Pin 7: V+
• Pin 8: NC (según fabricante; no usar)
(Si tu OPA197 específico trae diferente asignación de NC, no afecta: lo importante son
OUT/IN−/IN+/V+/GND.)
Conexiones (rectificador “superdiode” no inversor)
Objetivo: salida rectificada V_RECT que sigue VAC0 cuando es positiva y se va a 0 cuando es negativa
(sin caída de diodo efectiva).
1. Alimentación:
• U7 pin 7 (V+) → +5V_A
• U7 pin 4 (V−) → GND_A
• Desacople: C7a = 100 nF entre pin 7 y pin 4 (muy cerca)
2. Entrada:
• U7 pin 3 (IN+) → nodo VAC0 (desde la opción B1)
3. Lazo “superdiode”:
• D31: ánodo a U7 pin 1 (OUT), cátodo a nodo V_RECT
• U7 pin 2 (IN−) → nodo V_RECT
Con esto el op-amp “empuja” su salida para vencer el diodo, y V_RECT ≈ VAC0 cuando VAC0>0, sin
caída.
4. Detector de envolvente (filtro y descarga controlada):
• R32 = 10 kΩ desde V_RECT a nodo V_AC_ENV
• C32 = 4.7 μF desde V_AC_ENV a GND_A
• R33 = 100 kΩ desde V_AC_ENV a GND_A
Interpretación:
• R32–C32: suaviza y crea envolvente (constante τ≈47 ms si solo eso; pero en realidad el
comportamiento lo domina la carga desde V_RECT y la descarga por R33).
• R33 define la “caída” (release). Con C32=4.7 μF y R33=100 kΩ ⇒ τ_release ≈ 0.47 s (bueno
para pulso).
Vol 6 N|1
928 | P á g i n a
• Si quieres envolvente más lenta (más estable): C32=10 μF o R33=220 kΩ.
Salida final: V_AC_ENV (DC proporcional a amplitud positiva de VAC0).
Qué pasa con la media onda (¿y la parte negativa?)
Media onda te da una medida proporcional a la amplitud, suficiente para PI y alarmas. Si deseas
aproximar mejor el valor absoluto sin añadir complejidad:
• duplicas el canal con inversión de VAC0 (ganancia −1) y sumas envolventes, o
• haces onda completa con 2 op-amps.
Pero para prototipo 1 y paper, media onda + calibración es aceptable y muy estable.
Ajustes recomendados (para PPG real)
• D31: 1N4148 funciona. Si ves “ripple” o respuesta rara por corrientes muy pequeñas, usa
BAV199 (baja fuga).
• C32: 4.7 μF (inicio). Si quieres lectura “más de tendencia” para shock: 10–22 μF.
• R33: 100 kΩ (inicio). Para decaimiento más lento: 220–470 kΩ.
Resumen “listo para netlist” (nodos)
• VAC0: nodo de entrada centrado a 0 (C31/R31)
• V_RECT: salida rectificada del superdiode
• V_AC_ENV: envolvente filtrada
Conexiones:
• U7(+) = VAC0
• U7(−) = V_RECT
• D31: U7OUT → V_RECT (anodo en OUT, cátodo en V_RECT)
• R32: V_RECT → V_AC_ENV
• C32: V_AC_ENV → GND
• R33: V_AC_ENV → GND
928 | P á g i n a
• Si quieres envolvente más lenta (más estable): C32=10 μF o R33=220 kΩ.
Salida final: V_AC_ENV (DC proporcional a amplitud positiva de VAC0).
Qué pasa con la media onda (¿y la parte negativa?)
Media onda te da una medida proporcional a la amplitud, suficiente para PI y alarmas. Si deseas
aproximar mejor el valor absoluto sin añadir complejidad:
• duplicas el canal con inversión de VAC0 (ganancia −1) y sumas envolventes, o
• haces onda completa con 2 op-amps.
Pero para prototipo 1 y paper, media onda + calibración es aceptable y muy estable.
Ajustes recomendados (para PPG real)
• D31: 1N4148 funciona. Si ves “ripple” o respuesta rara por corrientes muy pequeñas, usa
BAV199 (baja fuga).
• C32: 4.7 μF (inicio). Si quieres lectura “más de tendencia” para shock: 10–22 μF.
• R33: 100 kΩ (inicio). Para decaimiento más lento: 220–470 kΩ.
Resumen “listo para netlist” (nodos)
• VAC0: nodo de entrada centrado a 0 (C31/R31)
• V_RECT: salida rectificada del superdiode
• V_AC_ENV: envolvente filtrada
Conexiones:
• U7(+) = VAC0
• U7(−) = V_RECT
• D31: U7OUT → V_RECT (anodo en OUT, cátodo en V_RECT)
• R32: V_RECT → V_AC_ENV
• C32: V_AC_ENV → GND
• R33: V_AC_ENV → GND