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Departamento de Física Aplicada III. Universidad de Sevilla

CAPÍTULO 1. INTRODUCCIÓN.

MARCO DEL PROYECTO.

1.1. INTRODUCCIÓN Tradicionalmente (si se puede hablar de tradición en una titulación de tan

recientemente implantación) se ha enmarcado a la Ingeniería de Telecomunicación y a

sus titulados en un campo relativamente restringido, como son las Tecnologías de la

Información. Cierto es que, sobre todo tras el “boom” sufrido en el mundo de las

Telecomunicaciones en los últimos años, este campo se ha visto mucho más ampliado

con la aplicación de nuevas tecnologías, de las que Internet y las comunicaciones

móviles parecen haberse erigido en puntas de lanza.

Sin embargo, y ésta es una cualidad que caracteriza no sólo a la Ingeniería en

Telecomunicación, sino a todas las Ingenierías y por extensión a todas las carreras

denominadas “técnicas”, el perfil de un Ingeniero en Telecomunicación actual debe de

ser el de un profesional capacitado para desarrollar su labor en un campo profesional

mucho más amplio que el abarcado únicamente por las Tecnologías de la Información.

La formación académica recibida capacita al Ingeniero para adaptarse a trabajar en

equipos multidisciplinares, en los que la colaboración con otras ingenierías o carreras

científicas o técnicas es necesaria y enriquecedora.

Un claro ejemplo de esto es la aparición de una nueva disciplina, como es la

Ingeniería Biomédica, que en un futuro próximo aspira a convertirse en una

especialidad más a todos los efectos dentro del mundo de la Ingeniería.

La Bioingeniería o Ingeniería Biomédica es una disciplina que cumple la

característica anteriormente mencionada de aglutinar profesionales provenientes de

formaciones muy diversas, como pueden ser Ingeniería en Telecomunicación,

Industrial, Electrónica , Medicina, Biología, Física, Química y un largo etcétera.

Dentro de la mima Escuela de Ingenieros ya ha habido diversas aplicaciones de

la Ingeniería a la Medicina y dentro de especialidades muy diversas. En Tecnología

Electrónica, por ejemplo se ha trabajado en sistemas de visión artificial para ciegos o

sistemas de transmisión de electrocardiogramas por GSM, y en Teoría de la Señal se

trabaja en el procesado digital de diversos tipos de señales biomédicas.

1


Es dentro de este contexto donde se enmarca el Grupo Cryobiotech. Este grupo,

nacido en la Escuela Superior de Ingenieros de Sevilla y cuyo responsable es el Dr.

Ramón Risco Delgado, aglutina a estudiantes y profesionales de diversas

especialidades y tiene como línea principal de trabajo la conservación de órganos en

frío.

Un dato que muestra claramente el carácter multidisciplinar del grupo es que

éste está presente en los siguientes centros de la Universidad de Sevilla:

Departamento de Física Aplicada. Aquí se desarrollan diversos proyectos,

tanto teóricos como prácticos en el campo de la Criopreservación. Muchos de

ellos, como el caso del presente, son llevados a cabo por estudiantes de

Ingeniería y dan lugar a Proyectos Fin de Carrera.

La parte práctica de los proyectos se lleva a cabo en los laboratorios del

Departamento.

Departamento de Fisiología Médica y Biofísica de la Facultad de Medicina

Aquí se trabaja en la conservación en frío tanto de células como de tejidos, así

como otros proyectos en los que intervienen Doctores en Medicina, doctorandos

en Biología y estudiantes de Ingeniería en Telecomunicación.

Instalaciones de los Hospitales Universitarios Virgen Macarena y Virgen del

Rocío. En estas instalaciones se llevan a cabo los experimentos de

criopreservación con órganos, así como otras colaboraciones.

Asimismo, el grupo Cryobiotech colabora con otros grupos a nivel internacional

que investigan en la mima línea, como la Universidad de Coimbra, Universidad

Joseph Fourier de Grenoble y CNRS.

2


Fig 1.1: Instalaciones en los laboratorios de la Escuela Superior de Ingenieros de Sevilla

1.2. MARCO DEL PROYECTO El increíble desarrollo experimentado por la Medicina en los últimos años ha

hecho posible tanto la curación de gran número de enfermedades que anteriormente eran

consideradas mortales como la mejora de la calidad de vida en otros muchos casos.

Una de las técnicas en las que se ha logrado un mayor avance y que constituye la

mejor (y a veces la única) solución para la curación de un gran número de patologías de

importancia es el trasplante de órganos. Esto es porque, pese a los muchos intentos e

investigaciones llevadas a cabo en diversas ramas de la Medicina (como la Ingeniería

Genética, por ejemplo), aún no se ha logrado encontrar un sustituto, ya sea natural (de

otras especies animales) o artificial (creado por el hombre) para un órgano humano que

deja de ejercer su función biológica a causa de una enfermedad o lesión.

3


En un proceso tan complejo como el de una trasplante de órganos entran en

juego infinidad de variables que deben conjugarse correctamente para que el trasplante

sea viable. Una de las variables más restrictivas es el tiempo. Efectivamente, el tiempo

desde que se produce la donación de un órgano hasta que éste se trasplanta a un receptor

adecuado debe ser lo menor posible, dado que con las técnicas actuales el órgano sólo es

capaz de mantenerse varias horas; más allá el trasplante es inviable. Es necesario, pues,

desarrollar una técnica que permita alargar lo máximo posible este tiempo, lo cual

revertiría en una disminución de los costes del trasplante, menor deterioro del órgano y,

lo que es más importante, mayores posibilidades de éxito.

De todos los tipos de trasplante que actualmente se practican, nos vamos a ceñir

al de corazón. La técnica usada actualmente para el mantenimiento del corazón es el

almacenamiento del mismo en un estado de hipotermia, a una temperatura aproximada

de unos 4 ºC, logrando unos tiempos máximos de conservación de entre 4 y 6 horas.

El objetivo, pues, de este proyecto es lograr desarrollar un sistema mejor de

conservación de corazones para su trasplante, y el método usado va a ser básicamente el

disminuir lo máximo posible la temperatura de conservación del órgano, llegando a

temperaturas subcero que permitirán un tiempo de conservación mucho mayor que el

actual.

El proyecto se enmarca dentro de un proyecto global y multidisciplinar

denominado “Preservación de tejidos y órganos para transplantes”, cuyo objetivo

principal a corto plazo consiste en mejorar la técnica actual de almacenamiento de

órganos en hipotermia mediante la adición controlada de crioprotectores, y a largo

plazo, en obtener protocolos que permitan la creación de bancos de órganos. Para ello,

se siguen dos líneas de investigación, una teórica y otra experimental.

En la investigación teórica, se realiza un estudio termodinámico de las

propiedades de los órganos al enfriarse, cómo intervienen en el proceso los

crioprotectores, la posible aplicación de ultrasonidos para la destrucción de hielo, y

obtener la máxima información posible que permita definir protocolos óptimos de

criopreservación.

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A nivel experimental, se trabaja en varios niveles:

Criopreservación celular. La conservación en frío de células aisladas es el

primer paso para lograr la criopreservación de órganos. Se trabaja

principalmente con neuronas y ya se están obteniendo resultados satisfactorios.

Criopreservación tisular. El siguiente paso es lograr la criopresrevación de

tejidos o agrupaciones de células. Para ello se sigue una línea de investigación

en el departamento de Fisiología Médica del Hospital Virgen Macarena.

Criopreservación de órganos. Aquí se enmarca este proyecto. Se trabaja en el

desarrollo de un sistema de perfusión integral para órganos con el objeto de ir

disminuyendo la temperatura del órgano mediante la adición de elementos

crioprotectores. También se trabaja en la recuperación del órgano tras el proceso

de criopreservación y determinación de los parámetros biológicos y mecánicos

del mismo.

Los resultados se difunden de forma continua desde www.biopres.org, y

www.cryobiotech.org y de forma periódica mediante publicaciones en revistas

especializadas.

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http://www.cryobiotech.org/


CAPÍTULO 2. FUNDAMENTOS FÍSICOS DE LA

CRIOPRESERVACIÓN.

2.1. INTRODUCCIÓN.

Como se ha visto en el capítulo anterior, el corazón es el órgano principal sobre

el cual el grupo de investigación aplica el protocolo de criopreservación. En este

capítulo se exponen conceptos básicos que explican el funcionamiento del sistema

circulatorio y la manera en la que el corazón actúa como motor de éste. A continuación

se muestran las distintas partes que forman el músculo cardíaco, su funcionamiento y

localización.

Seguidamente se introduce teoría básica a cerca de la preservación en frío

mediante la explicación de los procesos fisio-químicos que tienen lugar en una célula

cuando se somete a procesos de conservación en frío (los principios de ósmosis y del

descenso del punto de congelación) y cómo éstos están relacionados con la formación

de hielo durante el proceso. El capítulo finaliza con la exposición de las variables a

controlar en el proceso de conservación y que se deben ir concretando una vez que

comiencen los experimentos.

2.2. EL SISTEMA CIRCULATORIO Y EL CORAZÓN.

La circulación sanguínea es el sistema corporal encargado de llevar las

provisiones esenciales de alimentos y combustible a todas las células vivas

intercambiándolas con productos de desecho potencialmente dañinos. El sistema

circulatorio del adulto está formado por miles de kilómetros de conductos por los que

fluyen unos 4,7 litros de sangre. La sangre se mantiene en circulación por todo el cuerpo

gracias al bombeo del corazón.

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La sangre circula por todo el cuerpo por tubos que reciben los nombres de

arterias y venas. La mayoría de las arterias transportan sangre rica en oxígeno

(oxigenada), mientras que casi todas las venas llevan sangre rica en dióxido de carbono

(desoxigenada). La arteria más grande es la aorta, que nace directamente del corazón; al

igual que las demás arterias importantes, tiene paredes gruesas revestidas por músculo.

El flujo sanguíneo depende de la contracción de este músculo y del impulso del latido

cardíaco, perfectamente coordinados dentro del ciclo cardíaco.

Al penetrar en los tejidos, las arterias se dividen en ramas estrechas llamadas

arteriolas, que a su vez se ramifican para formar los capilares. A través de las paredes

sumamente delgadas de los capilares la sangre intercambia el dióxido de carbono y las

sustancias de desecho. La sangre desoxigenada de los capilares fluye hacia las venas

estrechas (vénulas) y de ahí a las venas. Las dos venas más grandes, llamadas venas

cavas, llevan de nuevo esta sangre al corazón. Las paredes de las venas son delgadas en

comparación con las de las arterias, y la sangre circula por ellas con mucha mayor

lentitud.

La sangre desoxigenada que llega al corazón a través de las venas no tiene

ninguna utilidad para las células del cuerpo hasta que no vuelve a recargarse de

oxígeno. Para asegurar la reoxigenación, el sistema circulatorio está dotado de un

segundo circuito. En él, la sangre rica en bióxido de carbono se dirige desde el corazón

hasta los pulmones por la arteria pulmonar; en el pulmón se intercambia el dióxido de

carbono por el oxígeno inspirado. La arteria pulmonar es la única arteria que trasporta

sangre desoxigenada. La sangre reoxigenada vuelve al corazón a través de la vena

pulmonar, la única vena que transporta sangre oxigenada.

2.2.1. EL CORAZÓN.

El corazón es el órgano principal del sistema circulatorio y su tamaño es similar

al del puño. Está alojado en un una especie de estuche denominado pericardio, situado

en el mediastino inferior y rodeado por el pulmón, excepto en una franja anterior que

contacta con el peto esternal, localizándose ligeramente desplazado hacia la izquierda de

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la línea media del tórax. El pericardio ayuda a mantener al corazón en su posición y a

protegerlo. El pericardio y el corazón están separados por una capa fluida lubricante que

permite que el corazón bombee libremente dentro del pecho. El corazón lo forman tres

capas musculares, el endocardio, el miocardio y el epicardio. El miocardio forma

aproximadamente el 75% del tejido cardíaco. El pericardio es una delgada capa que

recubre el miocardio. La tercera capa, conocida como endocardio, se ubica entre el

miocardio y el interior del corazón.. En su interior, el corazón posee una delgada pared

muscular llamada septum, la cual lo divide en dos mitades A su vez, cada mitad está

separada en dos cámaras limitadas por válvulas. Las cámaras superiores se llaman

aurículas y representan las entradas del corazón. Las cámaras inferiores, los ventrículos,

son más gruesas y permiten la salida del flujo sanguíneo del corazón. Las válvulas que

separan las cámaras superiores e inferiores se denominan válvulas auriculoventriculares.

La válvula que separa la aurícula derecha del ventrículo derecho se llama válvula

tricúspide, mientras que la válvula que separa la aurícula izquierda del ventrículo

izquierdo recibe el nombre de válvula mitral (figura 2.1.).

Figura 2.1. Estructura cardíaca.

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La sangre circula por cada lado del corazón de un modo sistemático. La sangre

desoxigenada llega a la aurícula derecha para luego entrar en el ventrículo del mismo

lado, desde donde es bombeada por la arteria pulmonar hasta los pulmones. La sangre

oxigenada que vuelve por la vena pulmonar entra en la aurícula izquierda y pasa luego

al ventrículo izquierdo para ser bombeada hacia la aorta y el resto del sistema

circulatorio.

2.2.2. FUNCIONES PRINCIPALES.

Coordinar, estructurar y ejecutar el sistema de bombeo dentro del ciclo cardíaco

constituyen las principales funciones del miocardio. Dicho ciclo se regula mediante

impulsos eléctricos originados en una condensación de tejido cardíaco especializado

llamado marcapaso. Básicamente permite la realización de las funciones relacionadas

con los dos movimientos del músculo.

• La función diastólica.

Comprende el periodo de relajación dentro del ciclo cardíaco. Comienza

al terminarse la contracción y en él se produce un llenado del corazón. Entre los

factores que modifican las propiedades diastólicas de los ventrículos se

encuentran la dimensión de la cavidad ventricular, el espesor de la pared

ventricular y las propiedades mecánicas intrínsecas del tejido cardíaco.

• La función sistólica.

La función sistólica viene definida por la capacidad de contracción

muscular del corazón. Mediante dicha contracción, la sangre es impulsada hacia

todo el sistema circulatorio.

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2.3. PRINCIPIOS FÍSIO-QUÍMICOS PARA LA PRESERVACIÓN EN FRÍO.

La criomedicina (crio proviene de la palabra griega “kruos” que significa frío),

empieza a desarrollarse a mediados del siglo XIX, donde su principal utilización se

dedicaba al campo de la anestesia, aunque existían diversas líneas de investigación que

lo empleaban contra algunos procesos cancerígenos. Debido a la dificultad para

producir aire líquido existente y la escasez de informes a cerca de las investigaciones, el

uso del frío como medicina cae en desuso. No es hasta 1959, cuando se puede

proclamar el nacimiento de la criomedicina moderna, a partir de importantes avances en

la congelación de tejido cerebral mediante la irrigación de líquido refrigerante [Cooper,

I., Lee, A., 1961] y de los primeros experimentos de criopreservación de muestras

biológicas (en concreto, con conjuntos de células en suspensión), que han permitido

profundizar en el conocimiento del proceso de enfriamiento, así como diseñar

estrategias de conservación, basadas en la adición de crioprotectores y optimización de

las velocidades de enfriamiento y recalentamiento que reduzcan el efecto dañino del

frío. Un desarrollo en el conocimiento implica conocer cuales son los mecanismos de

destrucción de tejido durante la criopreservación y evaluar los daños sufridos en el

proceso (no sólo en el proceso inicial de enfriamiento, sino también en el de

calentamiento hacia los 37ºC).

La preservación en frío se basa en el hecho de que las reacciones químicas se

producen más lentamente a medida que desciende la temperatura en el órgano. Aunque

se puede afirmar que, por debajo de los –140ºC, toda actividad metabólica se detiene,

no se puede olvidar el proceso necesario para conseguirlo, ya que el órgano no soporta

ninguno de los métodos actuales de enfriamiento, sufriendo daños que lo hacen

inservible.

Una célula consta, en su interior, de una disolución de agua y sales, y en su

periferia, de una membrana semipermeable que únicamente deja pasar agua. Por ello,

cuando el agua sale o entra en la célula, la concentración de sales disueltas aumenta o

disminuye.

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Mediante la “hipótesis de los dos factores” [Mazur, P., 1963] se explican los

procesos físico-químicos que tienen lugar en una célula cuando se enfría. Para ello,

basta con explicar el fundamento de dos principios físicos: el principio de ósmosis y el

principio del descenso del punto de congelación.

• Principio de Ósmosis.

El Principio de Ósmosis dice que, cuando se tiene una célula sumergida

en una disolución salina, el agua empieza a fluir en un sentido tal que tiende a

igualar las concentraciones de las disoluciones. Es decir, si se sumerge una

célula en una disolución de sales más concentrada que la existente en el interior

celular, el agua sale de la célula, por lo que ésta encoge reduciendo su volumen.

Por el contrario, si la disolución exterior está más diluida, el agua exterior

empieza a introducirse en la célula provocando un aumento en su volumen.

• Principio del descenso del punto de congelación.

El Principio del descenso del punto de congelación concluye que, aunque

el punto de congelación del agua pura está situado a 0ºC, si en el agua existen

sales disueltas, éste desciende.

Cuando se tiene un conjunto de células que se quiere conservar en frío,

inicialmente se introducen en un recipiente que contiene una solución salina isotónica,

es decir, con igual concentración de sales que en el interior celular. Cuando se empieza

a enfriar este preparado, el frío alcanza antes la solución exterior que el interior celular.

Esto trae consigo que se forme hielo en el medio extracelular sin que se produzca en el

interior celular. La aparición de este hielo provoca que el agua líquida vaya

desapareciendo, y debido al principio de ósmosis, sale agua de la célula para igualar las

concentraciones intra y extracelulares.

Al salir agua de la célula, la sal que estaba disuelta en su interior empieza a estar

más concentrada, produciéndose un descenso de su punto de congelación (según el

segundo principio enunciado). Con esto se reduce el riesgo de formación de hielo

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intracelular que traería como consecuencia la destrucción de la célula. Mediante la

repetición de este proceso y siguiendo un perfil adecuado (donde la velocidad de

enfriamiento juega un papel esencial) que permita la creación de hielo extracelular y

compensar las concentraciones mediante la salida de agua desde el interior de la célula,

se consigue un enfriamiento efectivo sin la aparición de hielo intracelular.

La no formación de hielo mediante este procedimiento no es sinónimo de

supervivencia celular ya que, aunque no se forme hielo, aparecen dos nuevos factores

que perjudican gravemente a la célula. Por una parte está el hecho de que en cierto

instante la concentración de sales dentro de la célula llega a ser tan alta que resulta muy

tóxica. Por otra parte, al salir tanta agua de la célula su volumen disminuye

peligrosamente, produciendo deformaciones estructurales irreversibles. Estos dos

factores son tanto o más perjudiciales que la formación de hielo intracelular. Por ello, en

los protocolos de preservación de células aisladas hay que enfriar a una velocidad que

sea lo suficientemente lenta como para evitar en lo posible la formación de hielo

intracelular, pero a su vez, lo suficientemente rápida como para no producir una

deshidratación excesiva que conlleve a una destrucción irreversible de la estructura

celular. Esto da lugar a que el perfil que aparece cuando se representa el porcentaje de

células que sobreviven a un proceso de preservación en frío frente a la velocidad de

enfriamiento sea, típicamente, el de una U invertida. Por lo tanto, se precisa optimizar

todos los parámetros expuestos:

Velocidad de enfriamiento.

Concentración de crioprotector.

Tipos de crioprotectores.

Tiempo de almacenamiento.

Temperatura última de almacenamiento.

Proceso de recalentamiento.

Cada uno de los parámetros expuestos puede ser optimizado estudiando su

eficiencia, determinándola mediante los resultados que aportan los experimentos.

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En cuanto a la velocidad de enfriamiento, se ha demostrado que, para casos

concretos de células aisladas es posible la conservación mediante la aplicación de

velocidades de enfriamiento de decenas de miles de grados por segundo, consiguiendo

vitrificación y evitando la formación de hielo y la deshidratación celular. Sin embargo,

hoy en día no es posible aplicar esta técnica a los órganos, debido en parte la

conductividad térmica finita que presentan.

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CAPÍTULO 3. DESCRIPCIÓN DEL SISTEMA 3.1 INTRODUCCIÓN

Como se describió en el capítulo anterior, el propósito del proyecto es la

conservación de órganos (en especial, corazones) en frío. Para ello es necesario ajustar

correctamente todos los parámetros que intervienen en el proceso:

Tiempo del proceso de congelación

Temperatura final del órgano

Perfil de temperatura a seguir desde la temperatura inicial a la final

Concentración de crioprotector en cada instante del proceso

Proceso de reanimación.

El proyecto se centrará en el diseño y construcción de un sistema que permita la

optimización los parámetros anteriores. En concreto, el sistema debe permitir

seleccionar un perfil de temperatura y concentración deseado para el órgano, y

posteriormente que una disolución de crioprotector se inyecte en el órgano siguiendo

dichos perfiles, en lo que sería propiamente el proceso de criopreservación.

Usando la terminología del proyecto, al sistema se le puede denominar “sistema

de perfusión”, ya que, como veremos más adelante, se trata de perfundir la disolución

de crioprotector por el interior del órgano usando la red de capilares. .

Se tratará básicamente de un sistema experimental que permita desarrollar un

proceso iterativo de prueba y error. Esto es, el experimentador introducirá un perfil para

la temperatura y otro para la concentración durante el tiempo total deseado para el

experimento. Posteriormente pondrá en marcha el sistema de perfusión y el proceso

tendrá lugar siguiendo los perfiles diseñados. Una vez finalizado el experimento, se

procederá a la conservación del órgano a una temperatura igual a la temperatura final

lograda con el experimento.

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Pasado un cierto tiempo, se procederá a realizar el proceso contrario; esto es, la

reanimación del órgano. Una vez reanimado el órgano (vuelve a la temperatura normal)

se verificará la viabilidad del mismo, es decir, se comprobará si tras el proceso de

congelación el órgano es capaz de volver a realizar su función biológica.

Para ello se somete el órgano a experimentos que determinarán si se ha formado

hielo y éste ha deteriorado estructuras celulares, se comprobará la viabilidad mecánica

del órgano, etc.

Comprobando los resultados anteriores el experimentador podrá ir modificando

las curvas de temperatura y concentración, hasta obtener unos perfiles que den lugar a

un proceso de conservación viable. Evidentemente, estos perfiles variarán en función

del tipo de órgano del que se trate.

3.2 DESCRIPCIÓN DEL SISTEMA

Una vez quedado claro el objetivo del sistema, nos centramos en cómo lo vamos

a llevar a cabo. Si dejamos de lado la fase inicial de elaboración de perfiles, podemos

interpretar que el grueso del proyecto es un sistema que obtiene una disolución con una

temperatura y una concentración determinada. Esta temperatura y concentración serán

variables con el tiempo.

Podemos, pues, dividir los objetivos del proyecto en dos partes: en primer lugar,

lograr un sistema que inyecte un fluido en el corazón siguiendo un determinado perfil de

temperatura y en segundo lugar, lograr que dicho fluido pueda tener una concentración

variable con el tiempo.

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3.2.1 ALTERNATIVAS DE DISEÑO

Presentamos a continuación algunas alternativas para lograr el objetivo deseado; esto es, la obtención de una disolución a una temperatura y concentración determinada.

De las dos variables la que a priori puede resultar más fácil de controlar es la

temperatura. El problema de conseguir una temperatura determinada en un medio (ya

sea un recipiente, una habitación, un proceso industrial o un fluido, como es nuestro

caso) es un problema ampliamente tratado y resuelto por la Teoría de Control

Automático.

En ambientes industriales lo que se hace normalmente es aplicar un elemento

que perturbe la temperatura del medio. Si se desea subir la temperatura se aplicará calor

mediante un radiador o resistencia y si se quiere bajarla se usará un elemento

refrigerador. Evidentemente la cantidad de calor o frío aplicada al proceso estará en

función de la temperatura en ese instante del medio. En concreto, dependerá del error,

o diferencia entre la temperatura deseada y la temperatura real del medio. Esta última no

es nunca constante, ya que está afectada por factores externos como la temperatura

exterior, la no homogeneidad del medio o las propias características del proceso. El

calor o frío que se aplica sobre el proceso y que recibe el nombre de acción de control

tenderá a compensar este error.

Estamos pues, frente a dos problemas distintos, que son los dos problemas

clásicos a los que presenta solución la Teoría del Control Automático. El primero de

ello es el del seguimiento, es decir, queremos que nuestro sistema, que será la

disolución, siga un perfil en el tiempo en una de sus propiedades (temperatura o

concentración, por ejemplo). El segundo problema es el de la regulación, donde se trata

que una referencia deseada para el sistema se haga efectiva en el mismo y se mantenga,

pese a los errores y perturbaciones presentes en el mismo. Esto es a grandes rasgos, lo

que pretendemos que realice nuestro sistema.

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Sin embargo, la estrategia a usar va a presentar ciertas diferencias de

importancia respecto a la “idea base”, sobre todo por el hecho de que nuestro sistema no

va a usar elemento calefactor o refrigerador para el control de la temperatura.

En primer lugar, el uso de resistencia o calefactor está prácticamente desechado

desde el principio, ya que lo que pretendemos hacer es precisamente lo contrario; es

decir, enfriar el fluido, no calentarlo. Se podría pensar en contar con una “disolución

base” a muy baja temperatura (inferior a la mínima que queramos alcanzar en el

experimento), la cual podríamos ir calentando para obtener la temperatura adecuada en

cada momento. Esto sería a todas luces ineficiente, y el sistema resultante sería

altamente inestable, ya que el perfil típico que implementaremos es una temperatura

estrictamente decreciente, y con este método comenzaríamos aplicando la acción de

control máxima (calentaríamos mucho la disolución fría) y a partir de ahí

decrementaríamos la acción de control, porque el fluido debería ser cada vez más frío.

Además habría que considerar la velocidad de respuesta tanto del elemento calefactor

como la velocidad intrínseca de la disolución (inercia térmica).

La segunda opción sería aplicar un elemento refrigerante, que enfriara el líquido

de forma creciente en el tiempo. Esto presenta otro tipo de problemas. El primero de

ellos, y más importante es qué tipo de actuador (refrigerador) debería ser usado. No hay

que olvidar que el propósito final es llegar a temperaturas bastante por debajo de 0ºC.

Prestando atención a otro punto de las especificaciones del sistema podemos dar

con otra opción, que es por la que finalmente optaremos. Hemos dicho con anterioridad

que el objeto final del proyecto es conseguir una disolución de anticongelante con una

concentración y temperatura determinada. Este fluido será usado en última instancia

para perfundir el corazón, y para ello será necesario bombearlo a cierta presión. Será

pues necesario el uso de al menos una bomba de infusión.

Ahora bien, si en vez de usar una sola bomba para inyectar el fluido usáramos

más de una, extrayendo líquido de distintos recipientes a distintas temperaturas

podríamos combinar los fluidos para obtener la temperatura final deseada.

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Eso es precisamente lo que hacemos: tendremos dos tanques isotermos, con una

determinada cantidad de fluido a una temperatura fija y conocida, y extrayendo más o

menos cantidad de cada uno u otro podemos obtener la temperatura intermedia deseada.

Evidentemente, para lograr el rango de temperaturas completo desde el inicio del

proceso (temperatura ambiente) hasta el final (mínima temperatura o temperatura de

criopreservación) las temperaturas de los tanques deben al menos igualar estos valores

extremos, para que la adecuada proporción de caudales a distintas temperaturas nos de

una mezcla a la temperatura deseada. Más adelante entraremos en detalle en el estudio

de las temperatura de los tanques.

Con la estrategia brevemente descrita anteriormente solventamos el problema de

obtener una temperatura distinta en cada instante para nuestra disolución. Nos queda,

pues, solventar el problema de la otra variable a controlar independientemente; esto es,

la concentración.

Para solucionar este problema plantemos en primera instancia un esquema

similar al formulado anteriormente para el control de la temperatura. Esto es, al igual

que con la temperatura jugamos con la mezcla en adecuadas proporciones de fluidos a

distintas temperaturas, para conseguir una concentración distinta en cada momento

mezclaremos dos sustancias a distintas concentraciones, para que su mezcla tenga la

proporción deseada.

En concreto, y también por analogía con el caso de la temperatura, contaremos

con sustancias en las proporciones extremas, para poder alcanzar cada una de las

concentraciones intermedias. De esta manera, una de las sustancias será el propio soluto

de la disolución, esto es, el agente crioprotector, y la otra sustancia será el disolvente,

(en nuestro caso solución salina fisiológica o Krebs).

Como se verá más adelante, este esquema presenta inconvenientes de

implementación, que comentaremos a su debido momento, resultando en un esquema

final ligeramente distinto al propuesto.

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3.2.2 DISEÑO DEL SISTEMA

Resumiendo lo anterior, y recordando que los controles de temperatura y

concentración, aunque independientes, se aplican sobre una única disolución final, el

diseño del sistema final será el siguiente:

Figura 3.1. Esquema gráfico del Sistema de Perfusión.

Como se puede apreciar de manera esquemática en la anterior imagen, el

sistema consta de:

Baño 1: Anticongelante a temperatura baja

Baño 2: Anticongelante a temperatura ambiente

Baño 3: Krebs a temperatura baja

Baño 4: Krebs a temperatura ambiente.

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Cada uno de los baños térmicos mantiene la temperatura deseada mediante un

sistema que explicaremos más adelante.

De estos baños se extrae el caudal adecuado de sustancia en cada momento. Para

ello se contará con 4 bombas peristálticas, cuyo caudal puede ser controlado mediante

una tensión de referencia.

Los 4 fluidos extraídos de los tanques isotermos mediante las bombas se unen al

final en uno sólo que irá al inyector que se introduce en el órgano.

Podemos decir que esta “agrupación” de los flujos se hace en dos fases:

1. En primer lugar se unen los flujos “2 a 2” según el tipo de sustancia del que

se trate. Esto es, se unen por un lado los 2 flujos de anticongelante a

diferente temperatura, para formar un único flujo a la temperatura deseada.

De igual manera, se unen los dos flujos de Krebs.

2. Finalmente, se unen los flujos de Krebs y de anticongelante a la misma

temperatura, resultando un único flujo final a la concentración deseada.

Como veremos más adelante, esta forma de unir los flujos viene dada por la

estrategia elegida para la disposición de los sensores necesarios para la implementación

del bucle de control.

Si observamos bien, y debido a la división de los flujos, podemos decir que el

sistema se compone básicamente de dos subsistemas similares e independientes. Por un

lado tenemos el subsistema de flujos del Krebs y por otro lado el del anticongelante.

Podemos plantear las ecuaciones del sistema global a partir de esta división en

dos subsistemas:

⋅+⋅=⋅⋅⋅=+

121,111,01

01211

QTQTCTCQQ

CFφφ

2.3.1.3.

EcEc

⋅+⋅=−⋅⋅−=+

222,212,02

02221

)1()1(

QTQTCTCQQ

CFφφ

4.3.3.3.

EcEc

20


Las ecuaciones 3.1 y 3.2 corresponden a lo que podíamos llamar “Subsistema

1”, que es la parte del sistema correspondiente al anticongelante, mientras que las

ecuaciones 3.3 y 3.4 corresponden al “Subsistema 2” o subsistema del Krebs.

Pasamos a describir cada uno de los términos que intervienen en las ecuaciones:

Q11: Caudal extraído del baño de anticongelante a baja temperatura.

Q12: Caudal extraído del baño de anticongelante a temperatura ambiente.

Q21: Caudal extraído del baño de Krebs baja temperatura.

Q22: Caudal extraído del baño de Krebs a temperatura ambiente.

T1: Temperatura medida en la unión de los dos flujos de anticongelante.

T2: Temperatura medida en la unión de los dos flujos de Krebs.

TF,1: Temperatura del baño de anticongelante a baja temperatura.

TC,1: Temperatura del baño de anticongelante a temperatura ambiente.

TF,2: Temperatura del baño de Krebs a baja temperatura.

TC,2: Temperatura del baño de Krebs a temperatura ambiente.

C: Concentración deseada en cada instante para la disolución final.

Φ0: Flujo total (y constante) que se le inyecta al órgano.

Tras una breve inspección de las ecuaciones, y tras comprobar el significado de

cada uno de los términos, no resulta difícil deducir que no se trata más que de unas

ecuaciones típicas de balance.

En concreto, la primera ecuación de cada subsistema (esto es, las ecuaciones 3.1

y 3.3) son las ecuaciones de balance de flujo o de caudal. Establecen que la suma de

caudales extraídas de los dos baños de anticongelante debe ser igual a la cantidad total

de anticongelante que precisa el flujo total. Esta cantidad vendrá dada por el producto

del flujo total por la concentración (en el caso del subsistema del anticongelante) o el

complemento de la concentración, si expresamos ésta en tanto por uno (para el caso del

subsistema del Krebs).

21


Estas ecuaciones vienen dadas directamente por la imposición de que el flujo

total que se le inyecta al órgano debe ser una constante durante todo el experimento.

Esto es debido a que un caudal mayor que el máximo tolerado por el órgano puede

hacer que éste se vea dañado debido a la presión.

Como se comprobará durante la fase de pruebas del proyecto, el otro grupo de

ecuaciones, que corresponden al balance de temperatura (ecuaciones 3.2 y 3.4) no se

verificarán al mismo nivel que lo hacen las ecuaciones 3.1 y 3.3.

El modelo que planteamos para la temperatura es realmente sencillo:

básicamente se trata de basarse en la suposición de que la temperatura del flujo

resultante de la unión de dos flujos a distintas temperaturas será la suma ponderada de

las temperaturas de dichos flujos.

Este modelo tiene la ventaja de ser extraordinariamente sencillo, pero, como

veremos, en la práctica no se verificará exactamente, debido a gran cantidad de efectos

secundarios presentes en el sistema, acentuados cuando trabajamos con temperaturas

muy por debajo de la temperatura ambiente.

Para solucionar este problema recurriremos a un modelo heurístico, como

veremos más adelante.

22


CAPITULO 4. HARDWARE DEL SISTEMA 4.1 INTRODUCCIÓN En el capítulo anterior hemos descrito someramente la arquitectura básica del

sistema de perfusión. Hemos justificado la elección de una estructura con 4 baños

térmicos y sus correspondientes bombas que extraen un caudal adecuado en cada

momento para que la suma de todos de una disolución con la temperatura y

concentración deseada.

En este capítulo vamos a entrar en detalle en el Hardware del sistema. Veremos

en qué partes está constituido y sus características técnicas.

Los elementos Hardware que componen el sistema de perfusión son:

Sistema isotermo. Es el subsistema encargado de mantener tanto el crioprotector

como el Krebs a temperatura constante durante todo el tiempo del experimento.

Como ya hemos comentado, dos de los tanques estarán a temperatura ambiente y los

otros dos a baja temperatura. Los elementos que componen el sistema isotermo son:

Recipientes de cristal, que contienen el anticongelante y el Krebs. •

•

•

•

•

•

Recipientes aislantes, que hacen de “barrera térmica” para mantener la

temperatura del recipiente de vidrio.

Congelador, para los tanques a baja temperatura.

Calentadores, que actúan en caso de que la temperatura baje demasiado, para

mantenerla constante en el valor deseado.

Temporizador, para evitar que los calentadores estén funcionando

continuamente.

Agitadores.

Bombas peristálticas, para la extracción de los líquidos.

Tarjeta de Adquisición de datos, para la captación de datos por parte del ordenador

y la salida de señales de actuación sobre las bombas.

PC, para controlar todo el proceso.

23


Sensores de temperatura.

CDA, (Convertidores Digital-Analógico) para aumentar el número de salidas de la

tarjeta de adquisición.

Screw Panel, o panel de conexiones para la tarjeta.

Fuentes de Alimentación para sensores y CDA

Cables tipo BNC para la transmisión de las señales entre los distintos equipos.

Sistema de tubos para la conducción de los fluidos

Llaves de 3 pasos para la conexión de los tubos

Sistema inyector, compuesto por:

Cánula aórtica construida con acero inoxidable y extremo distal de teflón que

permite la conexión del corazón a través de la aorta ascendente al sistema.

Campana de cristal para mantener el órgano durante el proceso.

Sistema de sujeción.

Sistema extractor de burbujas, mediante un “atrapador de burbujas”.

Recipientes para la recogida de los líquidos de perfusión, que después de irrigar el

corazón vuelven a salir por la carótida.

4.2 SISTEMA ISOTERMO Como ya hemos comentado anteriormente, la base del funcionamiento del sistema de perfusión radica en la extracción de forma controlada de ciertos flujos desde

unos tanques que contienen sustancia crioprotectora y solución salina a determinadas

temperaturas.

De esta forma se puede obtener un único fluido con una determinada

concentración y temperatura, de acuerdo a las ecuaciones 3.1 a 3.4, que reproducimos a

continuación:

⋅+⋅=⋅⋅⋅=+

121,111,01

01211

QTQTCTCQQ

CFφφ

2.4.1.4.

EcEc

⋅+⋅=−⋅⋅−=+

222,212,02

02221

)1()1(

QTQTCTCQQ

CFφφ

4.4.3.4.

EcEc

24


Un aspecto importante que se desprende de las anteriores ecuaciones y que es de

vital importancia para que éstas tengan validez es que los valores de TF,1, TC,1, TF,2 y

TC,2 son constantes.

Es decir, la temperatura de los tanques de los que se extraen los fluidos debe ser

la misma durante todo el tiempo del experimento. De no ser así, la cantidad de flujo que

debe ser extraída de cada uno, y que es calculada mediante las ecuaciones 4.1 a 4.4 no

daría lugar a un fluido final con la temperatura deseada.

Concluimos, pues, que es necesario un sistema que mantenga constante (en la

medida de lo posible) la temperatura de cada uno de los 4 fluidos de los que partimos.

La temperatura deberá ser igual a la dada por los valores de TF,1, TC,1, TF,2 y TC,2, , que

evidentemente pueden ser seleccionados a juicio del experimentador antes del comienzo

del proceso.

Sin embargo, existen unas ciertas restricciones con respecto a los valores que

pueden tomar estas constantes:

TC,1 > TF,1 . Esto es evidente, ya que la primera es la temperatura ambiente,

mientras que la segunda es la temperatura baja a la que queremos llegar.

TC,2 > TF,2 . Por analogía con lo anterior.

TC,1 ~ TC,2 Las dos temperaturas “altas” deberán ser iguales para facilidad del

algoritmo, lo cual no resta generalidad al mismo. Además, las dos estarán

bastante cercanas a la temperatura ambiente.

TF,1 < TF,2 Al contrario que lo que sucede con las temperaturas “altas”, las bajas

temperaturas de los baños no pueden ser iguales. Y esto es por una razón tan

sencilla como que la disolución salina o suero de Krebs tiene un punto de

congelación más alto que el anticongelante. Evidentemente, dado que ésa es su

función en el proceso, el anticongelante presenta un punto de fusión por debajo

de los 0º, y por regla general, el Krebs no podrá llegar a la misma temperatura

sin solidificarse, lo que haría imposible su extracción.

Como veremos más adelante, esto va a tener como resultado unas pequeñas

variaciones en la parte SW del proyecto para tener en consideración la

“saturación” que se produce al bajar de la temperatura TF,2.

25


Lo primero que habrá que hacer en el experimento es seleccionar unos valores

adecuados para TF,1, TC,1, TF,2 y TC,2 . Para ello tendremos en cuenta las limitaciones

anteriores, así como otra serie de limitaciones impuestas por ejemplo, por el tipo de

líquido anticongelante que usemos, ya que cada uno tiene un punto de congelación

distinto. También se tendrá que tener en cuenta las limitaciones del Hardware de

conservación de la temperatura y, por supuesto, el órgano con el que estemos tratando y

la temperatura final a la que queramos llegar.

Distinguimos entre los sistemas isotermos para las temperaturas altas y bajas.

4.2.1 SISTEMA ISOTERMO PARA BAJAS TEMPERATURAS El sistema usado es el siguiente:

Fig 4.1:Sistema Isotermo para bajas temperaturas

26


En él se pueden distinguir las siguientes partes:

Sistema refrigerador. Se trata de un congelador comercial de la marca

Zanussi, modelo C-20. No presenta ninguna particularidad especial, y su función

básica es mantener en su interior una temperatura fijada de antemano. Sin

embargo, la temperatura no es en absoluto uniforme en todo el espacio

contenedor del congelador, siendo más baja mientras más cerca se esté de las

paredes del contenedor, donde se realiza la función refrigeradora. Además, la

temperatura marcada no tiene por qué corresponderse exactamente con la que en

realidad se logra. Es por todo ello que se precisan elementos adicionales para

conseguir una temperatura fija y estable.

Recipiente de vidrio. No es más que un recipiente de laboratorio de vidrio, en

cuyo interior se introduce el líquido (anticongelante o Krebs) a ser extraído.

Aporta sobre todo facilidad a la hora de la extracción, ya que al mantenerse en

posición vertical, permite que la pipeta a la que están unidos los tubos pueda

acceder al líquido de forma sencilla incluso cuando queda poca cantidad de éste.

Contenedor aislante. Se trata de un contenedor mayor que el recipiente de

vidrio anteriormente citado. Se llena de líquido anticongelante o agua con el

objeto de servir de barrera térmica para el recipiente de vidrio, que se coloca

dentro. Así se favorece que la temperatura permanezca constante.

Termostato-Calefactor. Como se indicó, el congelador no mantiene una

temperatura constante ni homogénea, por lo que operamos de la siguiente

manera:

• Se selecciona en el congelador una temperatura inferior a la que

realmente queremos lograr en el recipiente de vidrio.

• Se introduce en el contenedor aislante el termostato-calefactor.

• Se selecciona en el termostato-calefactor la temperatura que queremos

lograr.

27


• El termostato funciona como un control todo-nada: cuando detecta que la

temperatura es menor que la seleccionada, activa el calefactor durante

cierto tiempo y se logra subir la temperatura hasta la seleccionada.

Agitadores. Incluidos en el mismo dispositivo termostato-calefactor, tienen

como misión agitar la mezcla para lograr que la temperatura sea homogénea en

todo el contenedor y salvar el efecto de mayor enfriamiento en las zonas

cercanas a las paredes del contenedor.

Fig 4.2: Sistema Agitador y termostato

Temporizador. Es un dispositivo electrónico añadido al mecanismo del

termostato-calefactor con el objeto de que éste no esté funcionamiento

continuamente. Se puede ajustar el tiempo parado y el tiempo de

funcionamiento.

28


4.2.2 SISTEMA ISOTERMO PARA TEMPERATURA AMBIENTE.

Básicamente se trata del mismo sistema que el que se implementa para bajas temperaturas, pero con la salvedad de que no se precisa de arcón congelador, ya que la

temperatura estará en torno a la temperatura ambiente. En realidad, siempre se

seleccionará una temperatura un poco superior a la ambiente, con el objeto de que

funcione el sistema termostato-calefactor, calentando la sustancia cuando esté por

debajo de la temperatura deseada.

Además de todos los componentes descritos previamente, se contará con una

serie de termómetros digitales con sonda termopar para medir la temperatura de la

mezcla o la del interior del arcón y facilitar la selección de unas temperaturas

adecuadas.

4.3. BOMBAS DE EXTRACCIÓN

Una parte esencial del sistema de perfusión es el sistema que extrae tanto el

crioprotector como el Krebs de los tanques isotermos para inyectarlo en el órgano. Este

sistema son las bombas de extracción.

Evidentemente, dada la configuración del sistema precisaremos de 4 bombas

que, funcionando cada una de manera independiente, extraigan el fluido de cada uno de

los tanques isotermos.

Ahora bien, ¿ qué características deben tener las bombas para poder ser usadas

en el sistema de perfusión?. A grandes rasgos, deben ser bombas que cumplan, al

menos, estas cualidades:

En primer lugar, y como característica principal, deben de ser bombas de flujo

variable. Esto es evidente, ya que queremos un sistema que sea capaz de extraer

29


un flujo determinado en cada instante de tiempo, siguiendo las señales de control

que serán generadas por el programa principal que correrá en el PC.

Debido a esto, se descartan las bombas “clásicas”, o de fabricación más antigua,

que son las que se usan normalmente en Medicina para suministrar suero o

medicamentos por vía intravenosa.

Como una particularidad de la característica anterior, hay que decir que no son

válidas las bombas de caudal programable. Este tipo de bombas, también usadas

ampliamente en hospitales, son un poco más modernas que las de caudal fijo, y

básicamente lo que permiten es programar mediante un teclado el caudal

deseado durante un tiempo determinado, que también se puede indicar de forma

manual.

Evidentemente, lo que precisamos es de un tipo de bombas a las que se le pueda

indicar el caudal instantáneo, pero mediante algún interfaz eléctrico u óptico

accesible para un PC, lo cual deja fuera los teclados con los que cuentan las

bombas anteriormente comentadas.

En tercer lugar, las bombas deben permitir un rango de caudales más o menos

amplio. Si tenemos en cuenta que la variación del caudal es la herramienta con

la que contamos para seleccionar una temperatura y concentración, el caudal de

cada bomba podrá variar en el caso más general desde 0 hasta el flujo nominal

que se introduce al órgano (denotado en las fórmulas por Ф0).

Por la misma razón, el prototipo debe ser válido para trabajar con diversos tipos

de corazones, cuyo tamaño definirá un flujo nominal distinto.

Debido al tipo de aplicación que se está implementando, se debe exigir a las

bombas una cierta precisión en cuanto al caudal ofrecido. Esta característica

dependerá evidentemente del modelo de bomba usado y repercutirá en gran

medida en el precio de la misma.

También con relación al flujo, una característica importante es que la bomba no

debe tener “retroceso”. Esto es, que la bomba asegure que el flujo va a ir en una

única dirección.

30


De todos los tipos de bombas, hay uno que cumple una característica extra que

resulta bastante apropiada para la aplicación. Éstas son las bombas peristálticas, cuya

característica principal es que el caudal ofrecido es prácticamente independiente de la

sección de tubo colocado a la salida de la bomba y por el que circulará el fluido

extraído.

Evidentemente, esto tiene sus limitaciones en cuanto al grosor del tubo, y

además el caudal sí que dependerá del tubo que se le coloque en la propia bomba. Este

trozo de tubo sí que determina el caudal ofrecido, mientras que el colocado a

continuación no afectará prácticamente.

Pasamos a continuación a dar una breve descripción de algunos modelos de

bombas que se barajaron para usarlas en el proyecto, justificando la elección de una de

ellas.

4.3.1. INFUSOMAT FM La bomba peristáltica que en principio iba a ser usada en el sistema es el modelo FM de la casa INFUSOMAT:

M

Fig 4.3: Bomba INFUSOMAT F

31


Este modelo de bomba es ampliamente usado en muchos centros médicos, como

el Hospital Virgen del Rocío de Sevilla.

Entre otras características técnicas destaca una muy buena estabilidad en el flujo

ofrecido y un buen tiempo de respuesta, definido como el tiempo desde que se marca

una referencia de flujo y ésta se hace realmente efectiva (con un pequeño error en torno

al valor final).

En concreto, las características técnicas en cuanto al flujo ofrecido son:

Precisión del caudal ajustado: 5%

Gama de caudales: 1-999 ml/h

Incremento: 1 ml/min

En lo referente al interfaz de usuario de la Infusomat FM, lo primero que hay

que tener en cuenta es que es un modelo de bomba usado fundamentalmente en centros

hospitalarios y su manejo está a cargo de profesionales médicos, por lo que la bomba

presenta un interfaz de usuario basado en teclado con display para visualizar las

distintas funciones. Además, el equipo cuenta con un sistema de alarmas sonoras y

luminosas para avisar de cualquier incidencia imprevista: (alarma de goteo, alarma de

aire, alarma de batería.....).

Además del display y el teclado de membrana para la configuración en modo

manual, el equipo cuenta con dos puertos de comunicaciones con el objeto de

comunicarse con otros sistemas. Esta funcionalidad la pretendemos usar para controlar

las funciones (fundamentalmente la selección del caudal ofrecido) desde un PC.

En primer lugar, la bomba presenta en un puerto de comunicaciones basado en el

estándar serie RS-232. Este protocolo está presente en todos los ordenadores, y su uso

es conocido y relativamente fácil, por lo que se presenta como una buena alternativa

para el control de la bomba desde el PC.

Sin embargo, y esto es algo genérico para cualquier dispositivo que se desee

controlar desde un ordenador, no basta con que el puerto de comunicaciones esté

presente, hace falta también un Software (“drivers”) que haga accesible el conjunto de

32


registros de configuración internos de la bomba a un programa principal que corra en el

PC.

Tras un estudio de la documentación técnica de la bomba y consulta a la central

de la empresa Braun, se llegó a la conclusión de que el mencionado puerto RS-232

tiene en esta bomba únicamente una función de supervisión, no de control. Esto es,

mediante el puerto serie se puede monitorizar el funcionamiento de la bomba, pero no

aplicar señales de control sobre ella, ya que los drivers correspondientes no están

desarrollados. Además, se requiere de un conversor de protocolo y software específico

del fabricante denominado “Dianet sc”

Prácticamente lo mismo sucede con el otro puerto de comunicaciones, que tiene

la dificultad añadida de ser un interfaz óptico, por lo que la conexión con un PC no es

tan directa y sencilla como en el caso del puerto serie.

Esto hace inviable el uso de la Infusomat Fm para nuestros fines, ya que, aunque

el desarrollo del SW necesario se podría llevar a cabo, esto queda totalmente fuera de

los objetivos del proyecto.

4.3.2 LIFECARE 5000 Después de comprobar la inviabilidad de usar la bomba Infusomat FM, el paso siguiente fue sondear en la industria de equipamientos médicos una bomba que

cumpliera con las especificaciones requeridas. Describimos aquí las características de

una de las bombas que se consideraron como opción, la Lifecare 5000, de Laboratorios

Abbot.

Dicho modelo de bomba es el siguiente:

33


Algunas de las caract

Bomba de infusión co

Caudal mínimo de 0.

Detector de flujo nulo

Sistema de control ba

Monitorización conti

Alarmas sonoras y lu

Alta estabilidad en el

Se trata, pues, de un

para suministrar sueros y fár

Sin embargo, a la h

bomba con equipos externo

que con la Infusomat Fm

comunicaciones serie, los dr

desarrollados por el fabrican

supervisión.

Fig 4.4: LIFECARE 5000

erísticas técnicas de este modelo de bomba son:

n dos canales de extracción independientes:

5 ml/hora

( si el contenedor está vacío)

sado en microprocesador

nua de presión, flujo y otros parámetros.

minosas

flujo seleccionado.

equipo de muy altas prestaciones, usado fundamentalmente

macos vía intravenosa.

ora de analizar las posibilidades de comunicación de la

s, nos encontramos prácticamente con la misma dificultad

. Esto es, aunque el equipo cuenta con puerto de

ivers necesarios para su completa utilización nunca fueron

te, por lo que su uso queda reducido a meras operaciones de

34


La explicación de la limitación en cuanto a las comunicaciones en este tipo de

productos clínicos viene dada por el hasta ahora casi nulo interés por controlar los

procesos médicos y clínicos de forma centralizada, con un ordenador, por ejemplo.

Actualmente, el uso de las bombas de infusión y equipos similares queda reducido

exclusivamente a suministrar fármacos, quedando el papel de configurar y controlar el

funcionamiento a cargo del personal sanitario, que lo hace “in situ”, nunca de forma

remota.

4.3.3.DINKO D-21 Una vez comprobada la imposibilidad de usar bombas de infusión del tipo médico para usarlas como mecanismo de perfusión en el sistema, nos centramos en la

búsqueda de otro tipo de bombas que puedan realizar tal labor. Estas bombas, aunque

también usadas en ámbitos clínicos, presentarán unas características de funcionamiento

a todas luces peores que las comentadas anteriormente, pero son la mejor opción, dado

que las anteriores no se pueden controlar vía PC.

Centrándonos en la marca “Dinko”, hemos seleccionado la gama de bombas de

flujo variable, por las razones que hemos comentado ya anteriormente. En concreto, el

modelo D-21 es una bomba de flujo variable con un control de flujo mediante una

tensión de 0 a 10 V. La regulación se lleva a cabo mediante un regulador

potenciométrico de velocidad continuo.

La bomba es la siguiente:

35


Fig 4.5: Bomba DINKO D-21

Como se puede apreciar, es un modelo de bomba mucho más simple y con

menores prestaciones que las dos descritas anteriormente. Prácticamente sólo cuenta del

botón de encendido (conexión a la red de 220V), la entrada de tensión para regular el

caudal y los rotores.

La bomba se suministra con tubos de distintas secciones, y la elección de uno u

otro va a determinar cuál es la relación entre la tensión aplicada y el caudal ofrecido.

Las características técnicas en cuanto al caudal ofrecido son:

Rango de tensiones: 0-10V

Incrementos: 1% (0.1V)

Rango: 0-100%

Estas dos últimas características se comprobarán que en la práctica no se

cumplen exactamente, dando como resultado lo que se conoce como una zona muerta

de funcionamiento. Es decir, para valores bajos de tensión no se obtiene caudal de

salida ninguno (como si aplicáramos tensión nula). Esto es debido a la propia inercia

mecánica que ofrecen los fluidos y el rotor de la bomba.

36


En cuanto a la relación tensión-caudal, ya hemos dicho que depende

directamente de la sección de tubo usada en el rotor. Sin embargo, para comprobar

mejor la relación y verificar la posible no linealidad, se recurrió a medir directamente

con un recipiente de laboratorio graduado el caudal ofrecido por la bomba para ciertos

valores de tensión, dando el siguiente resultado:

Tensión (V) 0.5 1 1.5 2 2.5 3 3.5 4 4.5 5

Flujo (ml/min) 3 6 9 12 15 18 21 24 27 30

Tensión (V) 5.5 6 6.5 7 7.5 8 8.5 9 9.5 10

Flujo (ml/min) 33 36 39 42 45 48 51 54 57 60

Tabla 4.1: Relación tensión-caudal

Como se puede apreciar en la tabla 4.1, la relación tensión-caudal es

prácticamente lineal, y podemos expresarla de forma matemática de la forma:

)(6min)/( voltiosVmlQ ⋅= 1.4.Ec

Esta relación, o mejor dicho la opuesta, despejando la tensión, es la que

usaremos en el programa principal para saber qué valor de tensión tenemos que dar

como salida a la tarjeta para obtener el caudal deseado en cada instante.

4.4 TARJETA DE ADQUISICIÓN DE DATOS 4.4.1. DESCRIPCIÓN

La tarjeta de adquisición de datos es el componente fundamental que nos

permite capturar los datos de interés en el experimento (temperaturas de los sensores,

amén de otro tipo de medidas que se quieran añadir al diseño en un futuro). De esta

manera, pasamos de tener un tratamiento electrónico de la información para tener un

37


tratamiento puramente informático, con la facilidad que ello representa a la hora de

manejar los datos y realizar todo tipo de operaciones.

De hecho, es en el mismo PC donde se gestionará el verdadero control del

sistema, mediante un programa que tomará como entradas, entre otras cosas, los datos

capturados por la tarjeta.

Otro factor importante es que, además de tomar datos, debemos sacar desde el

ordenador al exterior las referencias de tensión para las 4 bombas, por lo que la tarjeta

debe tener además, puertos de salida.

Dada la imposibilidad de cumplir con todas las prestaciones necesarias al mismo

tiempo (es difícil y caro encontrar tarjetas con un número suficiente de salidas y que

además tenga puertos de entrada), optamos por la tarjeta modelo DT302 de la casa Data

Translation. La principal limitación de la tarjeta, como se verá mas adelante, es el

reducido número de salidas analógicas (sólo tiene 2, mientras que precisaremos de 4).

Se ha optado por este fabricante, entre otros aspectos, para garantizar la

compatibilidad con el software de control HP-VEE.

Las principales características de dicha tarjeta son:

16 entradas analógicas, funcionando en modo “unipolar”, es decir, sólo con

valores de tensión positivos. Este número se reduce a la mitad si queremos

trabajar, como será nuestro caso, con tensiones positivas y negativas. En tal

caso, el rango máximo de funcionamiento será de ± 10V.

2 salidas analógicas, cuyo rango está igualmente entre los valores 10V. Hay

que destacar que, al igual que en el caso de las entradas analógicas, éste es el

rango máximo, ya que se puede configurar entre diversas opciones vía software.

En concreto, los rangos disponibles son: de –10 V a +10V, de 0 V a 10 V, de –5

v a +5 V y de 0 V a 5 V. Esto aporta a la tarjeta un mayor grado de versatilidad

para trabajar con más tipos de señales de entrada y salida. La intensidad de

salida es de 5mA.

±

23 líneas E/S digitales. Estas líneas se agrupan en 3 puertos digitales (2 de 8

líneas y uno de 7), que se pueden configurar como entrada o como salida. La

38


única restricción es que dentro de un mismo puerto dos líneas no se pueden

configurar para tener funciones distintas; es decir, una vez configurado el puerto

se entienden las 8 líneas (o 7, en el caso del puerto C) como un bloque

indivisible (sí se puede acceder individualmente a cada bit)

Los valores de tensión e intensidad están dentro del rango de la familia

lógica TTL. En concreto, los valores de tensiones son 0/5V, garantizando una

correcta interpretación de niveles de entrada para cada uno de los cuatro puertos

en función de lo siguiente: un nivel alto de entrada, para tensiones por encima de

2 V; y un nivel bajo de entrada, para tensiones por debajo de 0.8 V

Resolución de 12 bits. Se refiere al número de bits de los conversores D/A y

A/D de los canales de salida y entrada analógicos, respectivamente.

Temporizadores Hardware (internos) y posibilidad de trabajar también con

referencias de reloj externas

4.4.2 ASIGNACIÓN DE CANALES

Una vez seleccionada la tarjeta de adquisición de datos asignamos cada uno de

los elementos hardware del sistema que se conectan con el ordenador a una entrada o

salida de la tarjeta, según el caso.

La asignación de funciones a los pines de entrada y salida de la tarjeta ha sido la

siguiente:

CANAL DE LA TARJETA FUNCIÓN

Analog Input 0 Canal de Entrada1 (Sensor 1)

Analog Input 1 Canal de Entrada 2 (Sensor 2)

Analog Output 0 Canal de Salida 1 (Bomba 1)

Analog Output 1 Canal de Salida 2 (Bomba 2)

Digital Port A Canal de Salida 3 (CDA 1)

Digital Port B Canal de Salida 4 (CDA 2)

39


4.4.3. INSTALACIÓN

La conexión de las tarjetas de la serie DT300, en particular, de la DT302 un PC,

se realiza a través de un bus PCI (figura 4.6).

Tarjeta de la serie DT330

Conector de bus PCI

Figura 4.6. Instalación de la tarjeta de adquisición de datos a través del bus PCI.

4.5. CDA

En el apartado anterior se describió cómo la tarjeta de adquisición de datos es el

elemento principal de comunicación del ordenador en el que corre el programa principal

de control con el resto de elementos que integran el sistema de perfusión (bombas y

sensores). Se puede entender la tarjeta de adquisición como un periférico “universal” de

Entrada-Salida de datos del PC.

Sin embargo, el modelo de tarjeta usado tiene ciertas limitaciones en cuanto al

número de Entradas y Salidas. En concreto, la DT302 constaba de 16 entradas

analógicas (8 si las configuramos en modo de funcionamiento diferencial) y 2 salidas

analógicas. Y es precisamente el reducido número de salidas analógicas lo que nos va a

condicionar el diseño, obligándonos a usar CDA adicionales.

40


En efecto, no hay que olvidar que nuestro sistema de perfusión consta de 4

bombas peristálticas que tendremos que controlar de manera independiente mediante

una tensión analógica de 0 a 10 V, y para hacer esto contamos con únicamente 2 salidas

analógicas de la tarjeta.

Para solventar esta dificultad usaremos los puertos de los que también consta la

tarjeta de adquisición de datos. Estos puertos son puertos digitales de 8 líneas que se

pueden configurar para funcionar como Entrada o como Salida indistintamente,

aportando una forma extra de capturar datos o sacar referencias del PC. Normalmente

estos puertos deberían ser usados para servir como interfaz con sistemas puramente

digitales, como por ejemplo dar una salida todo-nada, accionar un relé o interruptor,

comprobar el estado de un sensor, etc. Sin embargo, nosotros le vamos a dar una

función distinta que es la de aportar nuevas salidas analógicas al sistema.

Para hacer esto se nos presentan fundamentalmente dos opciones:

En primer lugar, podríamos usar un puerto digital (o sólo algunas de sus líneas)

como entradas de control de un demultiplexor. Un multiplexor no es más que un

sistema electrónico que selecciona una señal u otra en función de una serie de

líneas (bits) de control. Existen multiplexores tanto analógicos como digitales,

en función de si la señal que seleccionamos es de una naturaleza u otra. No

obstante, en ambos casos las señales de control serán siempre digitales.

El demultiplexor realiza la función opuesta, es decir, toma un grupo de señales a

la entrada y los saca a la salida por las señales seleccionadas mediante las

señales de control. El grupo de señales de salida será evidentemente, mayor que

el de entrada (normalmente se trabajará con potencias de 2)

Usando un dispositivo de este tipo podemos aumentar el número de

salidas de nuestra tarjeta. Esto se haría usando un demultiplexor del tipo

analógico. Este demultiplexor tendría como entradas las dos salidas analógicas

de la tarjeta y como salidas 4 salidas analógicas conectadas a las señales de

control de las bombas peristálticas. Como señales de control usaríamos los bits

de uno de los puertos digitales de E/S (nos bastaría en realidad con sólo 1 bit, ya

41


que sólo tendríamos que seleccionar 2 señales entre 4 posibilidades). Por

ejemplo, con el bit de control a 0 seleccionaríamos las bombas 1 y 2

(crioprotector) y con el bit de control a 1 seleccionaríamos las bombas 3 y 4

(Krebs).

Esta solución así planteada presenta los siguientes inconvenientes:

En primer lugar, y como limitación fundamental, actuando de esta forma

no podríamos cambiar las 4 referencias de las bombas de manera

simultánea. Tendríamos que actuar en primer lugar sobre las dos

primeras bombas, luego cambiar la señal de control del multiplexor y

finalmente actuar sobre las otras dos bombas. Esto se presenta a todas

luces ineficiente, y complicaría bastante el algoritmo.

Además, el uso de multiplexores analógicos siempre lleva asociado un

retardo de la señal, debido fundamentalmente a que la electrónica precisa

de cierto tiempo para detectar el cambio en la señal de control y

conmutar de una señal a otra. Este tiempo nos puede limitar a la hora de

cambiar las referencias de las bombas a una velocidad alta.

Por último, estaríamos usando sólo un bit de uno de los puertos E/S

digitales, pero en la práctica se configura el puerto entero, aunque sólo

usemos una de las líneas. Esto se puede interpretar como algo bastante

ineficiente.

Por todo ello, desechamos la opción del demultiplexor analógico.

La otra opción, por la que finalmente nos decantamos, es la de usar las líneas

digitales como salidas analógicas. Para hacer esto, en primer lugar debemos

configurar el puerto como salida y externamente, realizar la conversión de

Digital a Analógico.

En realidad, esto no es más que aumentar el número de salidas analógicas por el

mismo procedimiento que se realiza en la propia tarjeta. La tarjeta de

adquisición tiene internamente conversores (además de otros subsistemas) para

obtener una señal de salida analógica en el rango configurado a partir de una

señal digital (la generada internamente por el ordenador).

42


Usaremos, pues, dos conversores Digital a Analógico que, conectados a dos de

los puertos digitales, nos den dos salidas analógicas extra.

4.5.1 FUNDAMENTOS TEÓRICOS DE LA CONVERSIÓN D/A 4.5.1.1 Señales analógicas y Digitales

Una señal analógica es aquélla que tiene valores continuos dentro de un

determinado rango, a diferencia del conjunto de valores discreto que una señal digital

puede tomar en el mismo rango.

En el caso de representar digitalmente la tensión empleando un código binario

de n bits, sólo se pueden definir 2n valores. Para representar más valores deben utilizarse

más bits en el código digital (como en nuestro caso, que usaremos los 8 bits del puerto

de la tarjeta). De esta manera, una magnitud analógica se puede representar con un

cierto grado de precisión utilizando un código digital, que representa valores discretos

dentro del rango.

En la CDA o conversión Digital-Analógica se parte de una secuencia de

números digitales y se pretende reconstruir la señal analógica. Obviamente, habrá

algunos errores en la reconstrucción, ya que sólo se representan ciertos valores, y no el

conjunto completo de valores continuos. El resultado es una curva escalonada que sólo

se aproxima a la curva analógica, dado que los valores entre dos puntos consecutivos

se desconocen. Se puede aumentar la precisión tomando más muestras en el mismo

intervalo de tiempo y aumentando el número de bits utilizados para representar el valor

de cada muestra. Sin embargo, siempre tendremos un error asociado a la conversión,

error que será insalvable ya que es inherente a la propia naturaleza de las señales y al

proceso de conversión.

43


4.5.1.2. Conceptos Básicos de la CDA

En este apartado vamos a describir brevemente el funcionamiento de un

convertidor Digital-Analógico, deteniéndonos en sus características técnicas (o “de

catálogo”) que nos serán de particular interés a la hora de decantarnos por un CDA

comercial u otro.

Un CDA recibe como entrada un número digital de n bits y da como salida una

tensión (o intensidad, según el modo de funcionamiento del CDA en cuestión) Vo.

Analógica. Esta señal de salida analógica se encuentra dentro de los valores dados por

las entradas V1 y V2 . El rango máximo de la salida analógica se conoce como tensión

de referencia y su valor es:

12 VVVref −= 2.4.Ec

En el caso de que la entrada digital tome su valor más bajo (el número 0) la

salida analógica toma su valor más bajo (el valor V1 ). A medida que el número digital

de entrada aumenta, el valor de salida aumenta proporcionalmente según la sencilla

regla de tres:

digitalnúmeromáximoRangoentradadigitalN

VVVo

_____º

12

=−

3.4.Ec

Si los expresamos los números digitales en decimal para mejorar su legibilidad,

tenemos que la regla de tres se convierte en:

nref

o DVV

2= 4.4.Ec

en la que D expresa en decimal el número codificado en binario de la entrada.

44


Este valor se obtiene como:

∑−

=

⋅=1

02

n

k

kkbD 5.4.Ec

Despejando la salida tenemos la ecuación de un CDA:

nrefoDVV2

⋅= 6.4.Ec

donde el término Vref/2n es constante para un CDA dado.

Para hacerlo más general, a la ecuación de un CDA se le añade un término de

ganancia, , que normalmente vale 1 y una tensión de offset, Vff, que normalmente es

Nula:

offnrefo VDVKV +⋅⋅=2

7.4.Ec

El término de ganancia permite que la salida analógica tenga un rango mayor o

menor que Vref según k sea mayor o menor que 1, respectivamente. La tensión de offset

permite que la curva característica del CDA se aproxime a la de un convertidor ideal

con un número infinito de bits.

Un par de definiciones importantes en un CDA son las de LSB y error de

discretización:

Un LSB se define como el incremento en la salida analógica de un CDA cuando

la entrada se incrementa en 1 bit.

Dado que con n bits sólo pueden representarse 2n valores distintos, todo CDA

tiene asociado un error inherente llamado error de discretización, cuyo valor

máximo es de un LSB.

45


4.5.1.3 Técnicas de Implementación Hemos visto en el apartado anterior el funcionamiento de un CDA genérico, describiendo su función de transferencia, ecuación característica y parámetros

principales. A continuación veremos algunas técnicas básicas y comúnmente usadas

para la implementación de CDA electrónicamente.

Distinguiremos básicamente dos tipos de CDA, en función de si la salida está

escalada en intensidad o en tensión.

• El Amplificador Operacional Antes de abordar los dos tipos de implementación de CDA, veremos brevemente

un elemento muy común en la mayoría de los convertidores D/A y A/D. Este elemento

es el Amplificador Operacional (AO). En la figura 4.7 se muestra el símbolo de un

amplificador operacional.

Fig 4.7. Amplificador Operacional

Un amplificador operacional es un amplificador lineal que tiene dos entradas

(inversora y no inversora) y una salida. Tiene una ganancia en tensión muy elevada (A

es del orden de 105 ) y una impedancia de entrada altísima. La ecuación de definición

del AO es:

)( 12 VVAVo −⋅= 9.4.Ec

46


Diferencias apreciables de tensión entre las entradas (del orden de milésimas de

voltio o mayores) hacen que la salida sature a +Vcc y -Vcc, , siendo estas tensiones las

que alimentan al AO. Este hecho ocurre si el AO no realimenta la salida a la entrada

inversora. El comportamiento del AO en este caso es el de un comparador con dos

valores de tensión en la salida dependiendo de que V2 sea mayor que V1 y viceversa.

En el caso de que el AO esté realimentado su comportamiento es diferente al

anteriormente descrito. En este caso se produce el cortocircuito virtual de las dos

entradas, es decir, ambas entradas tienen la misma tensión aunque no estén físicamente

conectadas. Para comprobar este hecho aplicamos la ecuación de un AO al seguidor de

tensión de la figura 4.7 b y se comprobará que las dos entradas tienen el mismo valor.

)(0 oi VVAV −⋅= 10.4.Ec

ioio VVVAAV ≅→⋅+

=1

11.4.Ec

Una aplicación básica del AO es el circuito sumador (figura 4.8). Al estar

realimentado el AO, resulta que la entrada inversora toma el valor de tierra aunque no

esté unido a ella. Se denomina tierra virtual.

Fig 4.8: Circuito Sumador

La intensidad que va por la primera rama es:

1

1

1

11

0RV

RVVi =−= 12.4.Ec

Los valores de i2 e i3 se obtienen de forma análoga. La intensidad total que llega

a la entrada inversora es:

47


3

3

2

2

1

1321 R

VRV

RViiiI ++=++= 13.4.Ec

Esta intensidad no puede entrar por la entrada no inversora, ya que la

impedancia que se encuentra es muy alta. Por tanto, sólo puede fluir hacia la salida Vo .

Si analizamos el circuito desde la salida:

F

o

RVVI 0−−= 14.4.Ec

Despejando Vo y sustituyendo I por su valor calculado anteriormente se tiene

que:

)(3

3

2

2

1

1

RV

RV

RVRV Fo ++⋅−= 15.4.Ec

En el caso de que todas las resistencias tomen el mismo valor resulta que la

salida es igual a la suma de las entradas, pero con signo negativo:

)( 321 VVVVo ++−= 16.4.Ec

• Escalado en corriente

En este tipo de implementación la intensidad que llega a la entrada inversora del

AO, IT ,es proporcional al número digital codificado por los n bits de entrada. La

función del AO es la de convertir esa intensidad en una tensión a la salida. En la figura

4.9 se muestra el convertidor D/A en escalera R/2R.

48


Dos

resistencia a

longitud de

circuito de

un circuito

controlados

En e

inversora d

interruptore

MOSFETs

conectan un

nodo son l

interruptore

La t

Fig 4.9: Convertidor en Escalera R-2R

características importantes de este circuito resistivo en escalera son que la

la derecha de cada nodo es 2R y que la de entrada es R, prescindiendo de la

la escalera. Ambas características se comprueban fácilmente si se analiza el

derecha a izquierda. La escalera resistiva está fabricada normalmente como

integrado, utilizando resistencias difundidas o de película fina de valores

de forma precisa que no varían con la temperatura.

l circuito D/A cada nodo de la escalera está conectado bien a la entrada

el AO (convertidor de corriente a tensión) o bien a masa mediante n

s controlados por tensión. Los interruptores suelen ser MOSFET o pares de

que funcionan entre corte y saturación. Como todos los interruptores

a resistencia a masa o a una tierra virtual, las resistencias vistas en cada

as mismas en todas las posibles combinaciones de las posiciones de los

s.

ensión de referencia Vref inicia la corriente de entrada

RV

I ref= 17.4.Ec

49


que se divide en partes iguales en el nodo de entrada. Como la resistencia que se va a

conectar a masa iguala la resistencia vista a la derecha, en cada nodo de la escalera hay

una división por dos.

Las entradas bn-1, bn-2, ............ b2 b1, b0 representan un número binario, que va a

ser convertido a un valor analógico. Cada bk toma el valor binario 1 ó 0. Los

interruptores controlados por tensión conectan la entrada con el CDA en donde un bit

binario bk=1 cierra el interruptor de la entrada inversora y bk=0 desvía la corriente de la

rama hacia masa. Por la ley de Kirchoff de las corrientes, la corriente IT que llega al AO

es:

∑∑−

=

−

=− ⋅=⋅⋅=

⋅=

1

0

1

0 22

22

n

kn

kkn

n

kknk

TDIbIbII 18.4.Ec

y la salida del circuito es:

nrefF

FToDV

RRRIV

2⋅⋅−=⋅−= 19.4.Ec

Esta expresión es la ecuación de un CDA vista anteriormente (Ec 4.7). En este

caso la ganancia toma el valor K=RF/R .

Normalmente K vale 1, lo cual implica que la señal de salida se encuentra dentro

del rango dado por Vref. Para que la expresión obtenida no sea negativa, lo que se hace

es dar en la entrada -Vre en lugar de Vre.

Los interruptores utilizados en este convertidor R/2R son analógicos. Es

importante que la resistencia de uno de estos interruptores sea pequeña para que

distorsione lo menos posible la intensidad (analógica) que circula por él. Por este

motivo se pone

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