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UNIVERSIDAD AUTONOMA METROPOLITANA
UNIDAD IZTAPALAPA
DIVISIÓN DE CIENCIAS BÁSICAS E INGENIERÍA
DEPARTAMENTO DE INGENIERÍA ELÉCTRICA
SISTEMA MINIMO DE ELECTROCIRUGIA PARA CORTE Y
COAGULACION A 1MHZ
PRESENTADO POR:
CAMARENA MERCADO YÍRSOLA VANESSA.
(98216663)
FLORES SOLARES MARÍA VERÓNICA.
(98214930)
LICENCIATURA EN INGENIERÍA BIOMÉDICA
ASESOR: DONACIANO JIMÉNEZ VAZQUEZ
MAYO DEL 2009
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Agradezco a Dios creador del universo y dueño de mi
Vida que me permitió construir otros mundos mentales
posibles.
A mi Madre
Por estar siempre a mi lado, si importar la distancia,
Por impulsarme a ser profesionalmente alguien en la vida.
Agradezco tu confianza.
¡GRACIAS POR SER EJEMPLO A SEGUIR!
A mi Padre
A pesar de nuestros caracteres tan similares aprendí muchas cosas de ti,
GRACIAS por tomarme de la mano y hacer de mi una gran mujer!!!
A mis Hermanos
Por todo el apoyo recibido.
A mi Asesor
Gracias por trasmitirme todo el conocimiento a lo largo de estos años,
Por su apoyo, paciencia y comprensión Gracias por permitir compartir
Conmigo esta travesía, que a pesar de tantos errores sabía que
Siempre estaría ahí para impulsarme hacerlo cada día mejor
Que Dios lo Bendiga.
Yírsola Camarena Mercado
A mi Dios y mis padres que me dieron la vida, que gracias a ellos soy lo que soy,
por todo su apoyo y comprensión a lo largo de mi vida; sobre todo en esta etapa.
A mi esposo e hijo, por su amor y apoyo incondicional.
A mí querido asesor por su paciencia y apoyo a lo largo del proyecto y la licenciatura.
A todos mis amigos a lo largo de la licenciatura que de una u otra forma,
con sus consejos y apoyo me demostraron su amistad.
A mi amiga y compañera de proyecto, por su paciencia y apoyo tanto profesional como personal.
Flores Solares María Verónica.
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CONTENIDO
CAPITULO 1. INTRODUCCIÓN……………………………………………………………………………..4 CAPITULO 2. ANTECEDENTES……………………………………………………………………………5
Información general ….…….……….………………………………………………………....6
Modalidades en electrocirugía …..……………………………………………………………..10
CAPITULO 3. OBJETIVO………………………………………………………………………………….....13
CAPITULO 4. MARCO TEORICO……………………………………………………………………………14
Fundamentos físicos……………………………………………………………….............16
CAPITULO 5. PRINCIPIOS GENERALES DE LA ELECTROCIRUGIA…………………………………17
A. Parte de una unidad de la electrocirugía………………………………………………17
B. Tipos de electrocirugía…………………………………………………………………..17
C. Funcionamiento interno …...……………………………………………………………20
D. Definiciones metrologícas……………………………………………………………….24
CAPITULO 6. DESCRIPCION DEL PROYECTO A DESARROLLAR……………………………..……25
A. Diagrama a bloques del proyecto….………………………………………………….25
CAPITULO 7. CONSTRUCCIÓN FISICA DEL CIRCUITO…...…………………………..……………….26
7.1 Primera etapa (oscilador)………………………………………………………………26
7.1.1 cristal oscilador…………………………………………………………………27
7.1.2 Descripción del CD 4049…...………………………………………………….28
7.2. Segunda etapa (Acoplamiento)………………………………………………………29
7.3. Tercera etapa (Divisor de fase)………………………………………………………30
7.4. Cuarta etapa (Amplificación)………………………………………………………….32
7.5. Quinta etapa (Potencia)……………………………………………………………….34
7.6. Construcción de transformador………………………………………………………35
CAPITULO 8. RESULTADOS………………………………………………………………………………...37
CAPITULO 9. DISCUSIONES………………………………………………………………………………..42
CAPITULO 10. CONCLUSIONES Y RECOMENDACIONES…………………………………………….43
CAPITULO 11. ANEXOS…………………………………………………………………………………......44
CAPITULO 12. BIBLIOGRAFIA………………………………………………………………………..........63
CAPITULO 13 AGRADECIMIENTOS………………………………………………………………….......65
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CAPITULO 1. INTRODUCCIÓN
El término electrocirugía se refiere a la utilización de corrientes eléctricas oscilantes de alta frecuencia con el fin de
cortar y/o coagular el tejido durante el acto quirúrgico. Su uso se remonta a comienzos del siglo XX cuando por
accidente se descubre que una corriente eléctrica de alta frecuencia podía separar los tejidos y generar muy poco calor.
Sin embargo sólo en la década de 1970 aparecen las unidades electroquirúrgicas que emplean transistores, diodos y
rectificadores para generar corriente, las cuales sustentan su función en principios físicos ligados a las propiedades
energéticas de los electrones (carga negativa de la parte más pequeña de la materia, es decir, el átomo).
Los equipos de electrocirugía no son equipos muy recientes, aparecen alrededor de 1925, pero los avances
tecnológicos de lo que va del siglo han provocado mejoras sustanciales, que confieren a las nuevas generaciones de
equipos prestaciones y una seguridad impecable. Hemos pasado así a disponer de potencias más amplias, con tamaños
más reducidos gracias a la inclusión de tecnología de semiconductores. Por otra parte los materiales y los aislamientos
han alcanzado índices de seguridad y fiabilidad impresionantes.
El perfeccionamiento de los accesorios, su variedad y versatilidad, han hecho posible que sea uno de los equipos de
cirugía más prácticos y útiles, en un gran número de intervenciones quirúrgicas. A pesar de no ser equipos tan recientes
y de ser aparatos muy habituales tanto en la medicina ambulatoria como en la hospitalaria, no se prodiga su uso tanto
como cabría esperar. La causa de la infrautilización de estos equipos hay que buscarla en el "respeto", que este tipo de
instrumentos sigue despertando en muchos especialistas. Esta acusada prudencia en su utilización, es fruto de la
inseguridad que provoca el desconocimiento de dicho equipo. Este desconocimiento es más técnico que médico, ya que
se emplea en los mismos casos que el bisturí manual y casi del mismo modo.
Es un hecho que el especialista que se interesa por la electrocirugía y su práctica, suele convertir esta herramienta en
algo habitual, y muchas veces imprescindible, en sus intervenciones quirúrgicas. Por ser un equipo de base y origen
puramente tecnológico, se manejan conceptos físicos como parámetros diferenciadores.
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CAPITULO 2. ANTECEDENTES
Las corrientes eléctricas y las diferencias de potencial desempeñan un papel vital en los sistemas nerviosos de los
animales. La conducción de los impulsos nerviosos, es fundamentalmente un proceso eléctrico, aunque el mecanismo
de conducción es mucho más complejo que en las sustancias sencillas, tales como los metales. A esta naturaleza de la
transmisión del impulso se debe a la gran sensibilidad del organismo a las corrientes eléctricas exteriores.
Las corrientes del orden de 0.1 ampere son muy pequeñas para generar calentamientos importantes, estas interfieren
con los procesos nerviosos esenciales para las funciones vitales tales como; el latido cardiaco. Las corrientes más
pequeñas del orden de 0.01 ampere, producen acciones convulsivas en los músculos y mucho dolor. Con 0.02 ampere,
por ejemplo, una persona no podría soltar un conductor y llegaría al shock. Tomando en cuenta grandes corrientes
incluso algunas pequeñas como 0.001 ampere, pueden producir fibrilación ventricular. Aquí se percibe la importancia
de disponer de una instalación eléctrica segura y fiable que tenga incorporadas las medidas de seguridad adecuadas
para el uso de los diferentes equipos que utilicen corriente eléctrica.
Hemos mencionado los diferentes efectos de las corrientes eléctricas en el organismo, omitiendo las frecuencias. Esto
se debe a que los efectos de la corriente sobre las personas, es casi independiente de la frecuencia, hasta unos 1.000
ciclos/s, no importando así si esta es corriente continúa o alterna. Por debajo de este valor aparecen fenómenos
térmicos, farádicos y electrolíticos. Para frecuencias por encima de las 350 KHz, las corrientes no interfieren
apreciablemente con los procesos nerviosos y sólo producen calor.
Podemos entender así, cómo y por qué las corrientes elegidas para la electrocirugía se desarrollan en frecuencias, por
encima de los 500 KHz (0.5 MHz). A estas frecuencias la conducción eléctrica y la absorción orgánica de las ondas se
hace más compleja. A medida que la frecuencia aumenta, la energía tiende a ser radiada. Aparecen dos mecanismos de
producción de calor por efecto Joule, debido a la resistencia eléctrica y por absorción de radiación electromagnética, de
cada estructura molecular, un efecto y otro tomarán más relevancia a medida que vayamos aumentando la pulsación.
En electrocirugía se hacen dos importantes frecuencias entre 1 MHz y 3 MHz de ciclos, es dominante la radiación
electromagnética. En los llamados Radio img/bisturís de 3.5 MHz a 4 MHz, sólo la componente radiada tiene entidad.
Hablamos entonces de radioemisión. Visto todo lo anterior no es difícil deducir que si hacemos circular una corriente
de gran frecuencia entre dos electrodos de 100 centímetros cuadrados y colocados en buen contacto con la piel, y le
damos la amplitud suficiente, se producirá una cierta cantidad de calor en la parte del organismo situada entre los
mismos, debido a los efectos comentados. La frecuencia de estos dispositivos varía entre los 0.2MHz y los 3.3MHz, en
comparación con los 60Hz de frecuencia que posee la electricidad normal con la que funcionan los aparatos eléctricos.
En el espectro electromagnético, las ondas de radio tienen una frecuencia de 300kHz a 3MHz (Figura 1).
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Figura 1.Banda de frecuencias
Supongamos que medimos la potencia eléctrica entregada, resultando ser de 80 watts (para hacerse una idea, una persona en reposo
emite unos 80 watts de potencia). Recordemos que potencia es la velocidad a la que se desarrolla la energía.
Figura 2.Efectos de la corriente en la superficie de las placas.
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Si miramos una de las placas, en ella se estarán transfiriendo 80/100=0.8 watts por centímetro cuadrado (Figura 2). Esta densidad
de energía, no es suficiente para comprometer los tejidos vivos, pero si disminuimos la superficie de contacto a 1 mm cuadrado,
por ejemplo, la densidad de energía subirá a 80/0.1=800 watts por centímetro cuadrado, que sí es una cantidad importante.
Sabemos que el calor latente de evaporación del agua, a la temperatura corporal es de 2415 joules por cada gramo de la misma.
Unas placas de 100 cm, no provocarán un aumento importante de temperatura entre ellas. La concentración energética en una
superficie de contacto pequeña, incrementa considerablemente la temperatura. Si hacemos números, vemos que si mantenemos el
contacto permanentemente, tenemos energía para volatilizar 0.5 gramos de agua por segundo de los tejidos en contacto.
El calentamiento del tejido se genera por la potencia disipada en el tejido que se puede expresar como:
P = VI2
Donde:
P es la potencia en Watts
r es la resistividad del tejido en Ohmios- Metros
V es el volumen de tejido en m 3
es la densidad de corriente en A/m 2
La resistividad del tejido varía de acuerdo a su contenido de agua, microestructura y contenido iónico.
Esto nos da idea de lo que ocurre en el corte electroquirúrgico: Evaporamos el agua de los tejidos y sustancias en contacto, con
tanta violencia que literalmente las células explotan. Además, la temperatura de contacto y el vapor sobrecalentado producido,
aseguran la esterilización del corte. Estaríamos ante lo que en electrocirugía se llama: corte puro. Para obtener técnicamente estas
condiciones, utilizaremos electrodos de contacto lo más cortantes y delgados posible; debemos de generar una onda senoidal de alta
frecuencia, por encima de 350 KHz, llamada portadora, con una amplitud suficiente (alrededor de 1.000 Vpp) para suministrar la
energía que necesitamos. A esta onda se la sigue llamando en los modernos equipos: onda totalmente filtrada. Figura 3.
Si el efecto que queremos obtener es el de coagular los tejidos en contacto, debemos de rebajar el calor transmitido a los tejidos con
el fin de que tan sólo hiervan en sus propios líquidos y formen coágulo rápidamente. Utilizaremos para dispersar la energía,
electrodos de gran superficie de contacto (bolas y cilindros) y maniobraremos con ligeros toques sobre los tejidos. Si a la onda
generada para el corte puro se la modula con una semionda parcial senoidal, aumentando ligeramente la amplitud, obtendremos los
efectos deseados. Estaríamos ante lo que en electrocirugía se llama: coagulación. A esta onda se la sigue llamando: parcialmente
rectificada. Figura 3.
Si deseamos obtener efectos intermedios entre el corte y la coagulación buscaremos una modulación que no rebaje tanto el calor
transmitido. Conseguimos así una hemostasia en el corte muy importante. La onda la modularemos con una semionda completa
senoidal, manteniendo los mismos parámetros que en el caso anterior. Estaremos ante lo que en electrocirugía se llama corte
combinado/ corte con coagulación. A esta onda se la conoce como una onda completamente rectificada.
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A esto también le llamamos electrocirugía (diatermia) que se define como el corte y coagulación del tejido corporal usando
corriente de alta frecuencia. Este método presenta grandes ventajas y es que el paciente sangra en mucha menor cantidad que en las
cirugías donde se utilizan instrumentos cortantes tradicionales, implica menor duración de las cirugías y facilidades para el médico
que al mantener limpia el área de trabajo puede realizar el procedimiento con mayor facilidad. Figura 3 y 3.1.
Si lo que pretendemos, es la destrucción superficial de tejidos, por deshidratación, también llamado desecación, de los mismos,
podemos generar una modulación por onda amortiguada y gran amplitud, más de 2.500 V, capaz de ionizar el aire y, por tanto, de
crear arcos eléctricos entre el electrodo y los tejidos. Este se aproximará a la zona a tratar y sin llegar a tocarla; se deberá evitar
contacto prolongado alguno para evitar crear agujeros en los mismos. También podríamos obtener estos arcos de un generador
eléctrico de chispas (spark gap generator). Figura 3 y 3.1.
Es necesario diferenciar la electrocirugía de la electrocauterización, ya que esta última técnica es más común y consiste
simplemente en la utilización de corriente directa, donde los electrones fluyen en una sola dirección, para calentar un implemento
quirúrgico que calienta el tejido favoreciendo el proceso de cauterización de los vasos. Durante la electrocauterización la corriente
no ingresa en el cuerpo del paciente, solamente la parte caliente del instrumento entra en contacto con el tejido.
Por el contrario en la electrocirugía se utiliza corriente alterna y el paciente se incluye en el circuito, es decir, la corriente ingresa
en el cuerpo. Sin embargo, la cauterización de vasos también se puede realizar por medio de equipos de electrocirugía, durante este
proceso la corriente no entra en contacto directo con el tejido, sino que pasa a través del aire hacia el tejido por medio de un arco de
corriente y es conducida por los diferentes iones del cuerpo.
Técnica
Forma de onda
Mecanismo
Electrofulguración
Onda senoidal Amortiguada
Sin contacto con el tejido. Arcos de
chispas del electrodo al tejido
Electrodesecación
Onda Senoidal amortiguada
Contacto con el tejido,
produce deshidratación
por calor.
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Electrocoagulación
Moderadamente amortiguada
Usualmente con electrodo de dispersión
o fórceps bipolares.
Electrosección, corte puro.
Onda Senoidal pura
Corte del tejido sin coagulación o hemostasis.
Electrosección, mezcla.
Onda Senoidal modulada (Mezclada)
Corte del tejido con Coagulación.
Figura 3. Diferentes Modalidades en Electrocirugía
Figura 3.1 Formas de onda : a) Altamente amortiguada, B)Moderadamente amortiguada, C)Corriente combinada y D) Onda
senoidal Pura.
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A) ALTAMENTE
AMORTIGUADA
Alta Hemostásis,
Alto daño al tejido,
Heridas de tiempo de
sanamiento prolongado.
B) MODERADAMENTE
AMORTIGUADA
Hemostásis moderada,
Menor daño al tejido,
Heridas de tiempo de
sanamiento moderado.
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C) CORRIENTE
COMBINADA
Hemostásis suaves,
Daño variable al tejido,
Corte de tejido con
coagulación.
C) ONDA SENOIDAL
PURA
Sin hemostásis,
Daño mínimo al tejido,
Heridas de sanamiento
rápido,
Corte sin mayor resistencia.
El circuito completo de una unidad de electrocirugía (Figura 3.2) está compuesto por el generador, un electrodo activo, el paciente,
y un electrodo de retorno del paciente. El tejido del paciente genera una impedancia y los electrones al vencerla generan calor.
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Figura 3.2. Unidad de electrocirugía
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CAPITULO 3. OBJETIVO.
Realizar la construcción de un sistema de electrocirugía, utilizando una frecuencia a 1 MHz con la modalidad de corte puro y
coagulacion, en base a los diseños previos para la modalidad de corte y realizando las adaptaciones necesarias para la modalidad de
coagulación.
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CAPITULO 4. MARCO TEÓRICO
FUNDAMENTOS FÍSICOS
FIGURA 4: Espectro electromagnético en función de la frecuencia
En la figura 4 se muestra el espectro electromagnético en función de la frecuencia y energía de las radiaciones. Por otra parte la
velocidad de transmisión de estas radiaciones es siempre la misma, 300.000 Km./segundo, sin importar su frecuencia o energía.
Todo lo que se ha expuesto, se ha presentado con la finalidad, de justificar algunos conceptos que son las claves que buscamos y
sobre las que descansan los principios de funcionamiento del bisturí eléctrico: La radiación electromagnética aparece siempre que
se produce una variación en la posición de los electrones de la materia. La radiación electromagnética es portadora de energía. Con
estas ideas presentadas ya podemos hablar de la corriente eléctrica. Supongamos un material cualquiera, conductor de la
electricidad; por ejemplo, un cable de cobre en equilibrio eléctrico. Si el citado cable es puesto en contacto por uno de sus extremos
con una sustancia con avidez de electrones (defecto de electrones), y por el otro extremo, con una sustancia con exceso de
electrones, se producirá entre los mismos una diferencia de potencial eléctrico (voltios). El extremo deficitario, capturará electrones
del metal, dejando sus átomos proximales desequilibrados. Estos a su vez, capturarán electrones de sus vecinos, y así
sucesivamente. El fenómeno es similar al de la difusión de la tinta en el agua, pero a la velocidad de la luz. Estas capturas se van
extendiendo, hasta que se alcanza el otro extremo del cable. Allí, la sustancia con electrones en exceso, cede algunos, a los átomos
desequilibrados que van apareciendo.
El fenómeno es equivalente a considerar un flujo de electrones, circulando de una a otra sustancia. A este flujo lo llamamos
corriente eléctrica (amperes). Este proceso se repetirá hasta que las sustancias de los extremos alcancen un equilibrio relativo entre
sí y la diferencia de potencial se anule. Las sustancias de que hablamos, bien pudieran ser las que constituyen una batería o una pila
eléctrica común. Concluimos que todas las corrientes tienen los mismos fundamentos, pero ¿son iguales físicamente?, ¿Se
comportan del mismo modo?, ¿Generan los mismos fenómenos?, No. Existen diferencias importantes y significativas que vamos a
enumerar. Tipos de corriente. Parámetros característicos. La corriente eléctrica puede ser continua o alterna. La primera implica
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que el flujo de electrones va siempre de un mismo polo hacia el otro. Mientras que la segunda implica un cambio de sentido del
flujo, debida a un cambio de polaridad. La corriente continua y puede ser constante o variable. La constante produce campos
magnéticos estáticos y por ello se utiliza para activación de electroimanes, electro válvulas, etc. La corriente continua constante, no
emite radiación alguna, sólo crea campos magnéticos estáticos en su entorno. La corriente continua variable y la alterna si producen
emisión de radiación. Vemos que estas conclusiones se corresponden perfectamente con lo visto sobre radiación: Una variación en
la distribución electrónica radiará energía (Figura 5).
Figura 5: Tipos de corrientes.
La figura 5 nos muestras los diferentes tipos de corrientes que son: (A) Corrientes Alternas y (B) Corrientes continuas. Todas estas
corrientes las podemos representar gráficamente, incluso cuando tienen formas de lo más inusual. No obstante, se tienden a
representar como ondas senoidales periódicas con el fin de facilitar la comprensión. Se puede demostrar matemáticamente
(Fourier), que cualquier tipo de onda, de cualquier forma y amplitud se puede considerar como una suma de ondas senoidales.
En la figura. 6 se pueden ver representados dos de los parámetros característicos de una onda: Longitud de onda y Amplitud. Se ha
elegido la onda de vibración de una cuerda común, por ser un ejemplo muy intuitivo y didáctico, en donde se puede de forma
sencilla ver las características de las ondas. Recordamos en este punto que las ondas tienen propiedades similares, sea cual sea su
naturaleza.
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Figura 6: Característica de una onda.
En la Figura 6 se describen dos parámetros característicos de cualquier onda: la amplitud y la longitud de onda. Aquí se presenta la
vibración elemental de una cuerda, indicando las magnitudes. Volviendo a las corrientes eléctricas, sabemos que estas se propagan
por una sustancia con una determinada restricción. Sabemos que a esta restricción se le llama resistencia. Por ser esta una
propiedad de las sustancias que es fundamental para entender los principios de actuación del electro bisturí, vamos a extendernos
un poco sobre ella. Resistencia eléctrica: esta propiedad, tiene relación directa con la disponibilidad de electrones muy sueltos
(región del continuo), en los átomos considerados. Si están muy equilibrados y en orbitales muy profundos (cercanos al núcleo), la
resistencia a la captura puede ser tan grande que podríamos hablar de auténtico aislamiento eléctrico. Esta propiedad, también tiene
relación con la temperatura, esto es, como vimos con la vibración de los átomos y con las dimensiones de la sustancia. Si la sección
de paso del flujo de electrones disminuye, o la distancia a recorrer por los mismos aumenta, entonces la resistencia crece.
Resumiendo la resistencia de las sustancias puede ir de prácticamente cero ohmios llamados superconductores, a varios millones
llamados aislantes.
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CAPITULO 5. PRINCIPIOS GENERALES DE LA ELECTROCIRUGÍA
A. Partes que componen una unidad de electrocirugía:
Generador electroquirúrgico de radio frecuencia: Es la fuente de la corriente de electrones y el voltaje. Así generador de alta
potencia y alta frecuencia.
Electrodo activo: Tiene un área de sección transversal muy pequeña. Esta diseñado en forma de herramienta para que pueda ser
manipulado por el cirujano.
Electrodo de retorno del paciente: Su función es remover corrientes desde el paciente de manera segura. El calor debe ser
disipado por el tamaño y la conductividad del electrodo. Generalmente es una superficie metálica pero actualmente se está
reemplazando por un electrodo adhesivo desechable.
B. Tipos de electrocirugía
Dependiendo de los tipos de electrodos utilizados, la técnica de electrocirugía se clasifica en:
Monopolar.
Es la modalidad de electrocirugía más utilizada por su versatilidad y efectividad clínica. En esta el electrodo activo se encuentra en
la herida y el electrodo de retorno se encuentra localizado en algún otro sitio del cuerpo del paciente. La corriente de
radiofrecuencia fluye del generador a través del electrodo activo hacia el tejido, a través del paciente y después a un electrodo
dispersivo colocado en el paciente para finalmente volver al generador, es decir, la corriente pasa por el paciente completando el
circuito desde el electrodo activo hasta el electrodo de retorno del paciente (Figura 7).
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Figura 7. Técnica monopolar.
Bipolar
Las funciones del electrodo activo y del electrodo de retorno las realizan las dos patas de la pinza o fórceps, ambos brazos de los
electrodos están unidos al instrumento quirúrgico por lo que no se necesita la dispersión de la corriente, no es necesario el electrodo
de retorno del paciente. Únicamente se incluye en el circuito el tejido que toman las pinzas, es decir, el que se encentra entre las dos
patas de las mismas. Además se necesita una menor cantidad de corriente. Figura 8.
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Figura 8. Técnica bipolar.
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C. FUNCIONAMIENTO INTERNO
Explicaremos un poco sobre el interior del equipo. En la Figura 9 se puede ver un diagrama de bloques del funcionamiento interno
de un equipo de electrocirugía.
La energía necesaria es tomada de la red eléctrica de 220 V, siendo transformada en corriente continua por la fuente de
alimentación interna. Este módulo se encarga de proveer energía a todos los demás.
El módulo oscilador de RF se encarga de crear la onda portadora y el oscilador de coagulación, la señal moduladora. Estas dos
ondas son mezcladas en el modulador. Luego son ampliadas en el amplificador de potencia, para salir según selección, por la toma
monopolar, hacia el mango porta electrodos, o la toma bipolar, hacia la pinza electro coaguladora. El circuito se cierra por la toma
de neutro o antena para el monopolar y entre terminales de pinza para la bipolar. Siguiendo normas, estos equipos deben avisar con
señal luminosa y acústica, la activación de los electrodos, con el fin de advertir a los operadores cercanos y evitar así accidentes.
También deben de disponer de un circuito de desconexión de emisión en caso de placa neutra desconectada, con el fin de evitar
quemaduras. En el caso de electrodo tipo antena, el problema se invierte, ya que aquí lo problemático es que se rompa el aislante y
se produzcan con ello quemaduras de contacto.
Figura 9. Diagrama de bloques de un equipo de electrocirugía. Un bloque de control permite ajustar desde afuera todos los
parámetros de operador.
Los generadores de electrocirugía tienen la capacidad de producir una variedad de formas de onda eléctricas. A medida que la
forma de onda cambia, también cambia el efecto correspondiente en el tejido. Cuando se usa una forma de onda constante, el
cirujano puede vaporizar o cortar tejido pues se genera calor muy rápidamente. Por otra parte cuando se usa una forma de onda
intermitente se reduce el ciclo de trabajo de la corriente y por lo tanto se produce menos calor y lo que se forma en el tejido es un
coágulo.
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El equipo de electrocirugía es muy versátil y tiene varias modalidades de corte y coagulación. Por ejemplo, cuando se trabaja en
modo de corte se tienen varios blends o corrientes mezcladas además de la modalidad de corte puro. Una corriente mezclada no es
una mezcla de los dos tipos de corriente, de corte o de coagulación, sino una modificación en el ciclo de trabajo de la corriente.
Figura 10.
Figura 10. Formas de blends. A) Señal del corte puro, B) Onda blends 1, C) Onda Blends 2, D) Onda 3 y E) Onda referida a la
coagulación.
Low Voltage
a) PURE CUT
100% on
En la onda de corte puro hay una corriente continua de gran potencia y un promedio alto de voltaje por lo que presenta menos
probabilidad de arcos eléctricos, responsables del proceso de coagulación, ya que no tiene picos.
Low Voltage
B) BLEND 1
50 % on
50 % off La onda blend 1 es capaz de vaporizar el tejido con hemostasis mínima, ya que tiene menor presencia de picos de voltaje.
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Low Voltage
C) BLEND 2
40 % on
60 % off
La onda blend 2 es capaz de vaporizar el tejido con hemostasis moderada, ya que tiene un poco mas de picos que favorecen los
arcos eléctricos.
Low Voltage
D) BLEND 3
25 % on
75 % off
En el blend 3 hay menos efectividad cortando pero produce hemostasis máxima, debido a la presencia de picos que favorecen los
arcos.
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High Voltage
E) COAG
6 % on
94 % off
En la onda que se refiere a la coagulación, se ven características contrarias a la primera, baja potencia, corriente alterna y presencia
de picos, por lo que puede haber una alta probabilidad de generación de arcos eléctricos que como ya se dijo son los responsables
de la coagulación.
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D. DEFINICIONES METROLÓGICAS
FUNDAMENTALES: Este procedimiento utiliza las definiciones metrológicas de conformidad con la norma NTC-2194,
vocabulario de términos básicos y generales en metrología y la norma NTC-IEC-60601-1 Equipo Electromédico.
1. Exactitud de medición. Cercanía del acuerdo entre el resultado de una medición y un valor verdadero de la magnitud por medir.
2. Instrumento de medición digital. Instrumento de medición que suministra una señal de salida en forma digital.
3. Instrumento de medición análogo. Instrumento de medición en el cual la salida o la presentación de la información es una
función continúa de la magnitud por medir o de la señal de entrada.
4 Patrón de trabajo. Patrón que se utiliza rutinariamente para calibrar o comprobar instrumentos de medida.
5 Error de medición. Resultado de una medición menos un valor verdadero de la magnitud por medir.
Nota. Cuando se necesita distinguir entre “error” y “error relativo”, el primero a veces se denomina error absoluto de medición.
Este no se debe confundir con el valor absoluto de error, que es el módulo del error.
6 Repetibilidad de un instrumento de medición. Aptitud de un instrumento de medición para dar indicaciones muy cercanas, en
aplicaciones repetidas de la misma magnitud por medir bajo las mismas condiciones de medición.
7 Incertidumbre de la medición. Parámetro asociado con el resultado de una medición, que caracteriza a la dispersión de los
valores que en forma razonable se le podrían atribuir a la magnitud por medir.
Nota: El parámetro puede ser, por ejemplo, una desviación estándar (o un múltiplo dado de ella), o la semi -longitud de un
intervalo que tenga un nivel de confianza determinado.
8. Evaluación (de incertidumbre) Tipo A. Método para evaluar la incertidumbre mediante el análisis estadístico de una serie de
observaciones.
9. Evaluación (de incertidumbre) Tipo B. Método para evaluar la incertidumbre por otro medio que no sea el análisis estadístico
de una serie de observaciones.
10 Calibración. Conjunto de operaciones que establecen bajo condiciones especificas, la relación entre los valores de las
magnitudes que indiquen un instrumento de medición o un sistema de medición, o valores representados por una medida
materializada o por un material de referencia, y los valores correspondientes determinados por medio de los patrones.
11 Equipo electromédico. Equipo eléctrico, provisto de una sola conexión con la red de alimentación y destinado a diagnosticar,
tratar rehabilitar y/o vigilar al paciente bajo supervisón médica y que tiene contacto físico con el paciente y/o transfiere energía,
y/o recibe energía.
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CAPITULO 6. DESCRIPCION DE DEL PROYECTO A DESARROLLAR
A. DIAGRAMA A BLOQUE DEL EQUIPO DE ELECTROCIRUGIA CON UNA FRECUENCIA A 1MHZ.
Se requiere construir un sistema complejo de electrocirugía con una frecuencia a 1 Mhz, con la finalidad de ampliar el rango de
frecuencia para que al ser utilizado tenga un menor daño en los tejidos al realizar el corte; de esta manera lograr un menor daño y
por consecuencia el paciente tenga una rápida recuperación.
Diagrama 1 : Diagrama a bloques del proyecto.
En este diagrama se puede observar las diferentes etapas que concierne al proyecto, la Etapa 1: El oscilador; en ella se encuentra el
generar la señal senoidal a la frecuencia estipulada, es decir 3Mhz o mayor. Etapa 2: Acoplamiento; es la unión de la señal senoidal
con la siguiente etapa, hay que tomar en cuenta que esta etapa es una de las más importantes ya que están en juego las impedancias
de entrada y salida para que la frecuencia que nos entrega la etapa 1 no disminuya. Etapa 3: Divisor de fase esta etapa se utiliza
para obtener el desfasamiento de 180˚ con un voltaje de 0 a 10 V. Etapa 4: Potencia, aquí se produce el primer medio ciclo de señal
hacia la carga. Y por último la alimentación; en esta encontraremos dos tipos de alimentaciones; la primera es para las diferentes
compuertas que se utilizan, los MOSFET y CMOS; la segunda para alimentar los transformadores.
OSCILADOR
ACOPLAMIENTO DIVISOR DE FASE AMPLITUD DE LA SEÑAL POTENCIA
TRANSFORMADOR
ALIMENTACIÓN
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CAPITULO 7. CONSTRUCCIÓN FÍSICA DEL CIRCUITO
7.1 PRIMERA ETAPA
Se construye una señal señoidal de 1Mhz utilizando el siguiente circuito.
+V
V110V
D21N4148
D11N4148
XTAL11.000MHZ
U1C U1B
U1A
C31000pF
C2
3.3pF
C11.8pf
R5100k
R4100
R3
4.7k
R210M
R1100k
V1_1
C3_2 U1C_6
D2_K
U1A_2
XTAL1_2
0
XTAL1_1
Circuito 1: Generador de una señal senoidal
Se utiliza el cristal (Figura 12) con la finalidad de utilizar la frecuencia a 1Mhz con la ayuda de una compuerta CD 4049 (Figura
13), de este dispositivo tomamos tres inversores para conectar los componentes correspondientes, si se observa el circuito se
utilizan dos circuitos par filtrar dicha señal.
7.1 DESCRIPCION DEL CRISTAL
Algunos cristales (figura 11) encontrados en la naturaleza presentan el efecto piezo-electrico. Cuando se aplica una tensión alterna
a través de ellos, vibran a la frecuencia de la tensión aplicada de manera que inversa si mecánicamente se les obliga a que vibren,
generan una tensión alterna de la misma frecuencia. Las principales sustancias que producen el efecto piezo-electrico son el cuarzo
las sales de rochelle y la turmalina.
Figura 11: Cristal Piezo-eléctrico a 4 Mhz.
27
La piezo-electricidad, es electricidad creada por una presión mecánica. En un material piezoeléctrico, al aplicar una presión
mecánica sobre un eje dará como consecuencia la creación de una carga eléctrica a lo largo de un eje ubicado en un ángulo recto
respecto al de la aplicación de la presión mecánica.
En algunos materiales, se encuentra que aplicando un campo eléctrico según un eje, produce una deformación mecánica según otro
eje ubicado a un ángulo recto respecto al primero.
Las sales de rochelle tienen la mayor actividad piezoeléctrica Con una tensión alterna, vibran más que el cuarzo o la turmalina.
Mecánicamente, son los más débiles porque se quiebran muy fácilmente.
Estas sales se han empleado para hacer micrófonos, agujas fonocaptoras audífonos y altavoces. La turmalina muestra actividad
piezoeléctrica mínima, pero es la más resistente de las tres. Es también la mas cara de las tres Ocasionalmente se usa en frecuencias
muy altas. El cuarzo ocupa un lugar intermedio entre la actividad piezoeléctrica de las sales de rochelle y la dureza de la turmalina.
El cristal de cuarzo es utilizado como componente de control de la frecuencia de circuitos osciladores convirtiendo las vibraciones
mecánicas en voltajes eléctricos a una frecuencia específica.
7.1.2 DESCRIPCIÓN DE CMOS CD 4049
CMOS (del inglés Complementary Metal Oxide Semiconductor, "Metal Óxido Semiconductor Complementario") es una de las
familias lógicas empleadas en la fabricación de circuitos integrados (chips). Su principal característica consiste en la utilización
conjunta de transistores de tipo pMOS y tipo nMOS configurados de tal forma que en estado de reposo, el consumo de energía es
únicamente el debido a las corrientes parásitas. En la actualidad la mayoría de los circuitos integrados que se fabrican utilizan la
tecnología CMOS ( figura 12). Esto incluye microprocesadores, memorias, DSPs y muchos otros tipos de chips digitales.
Figura 12: CMOS 4049
Diagrama 2: Configuración interna del CMOS 4049
28
En un circuito CMOS, la función lógica a sintetizar se implementa por duplicado mediante dos circuitos: uno basado
exclusivamente en transistores PMOS (circuito de pull-up), y otro basado exclusivamente en transistores NMOS (circuito de pull-
down). El circuito PMOS es empleado para propagar el valor binario 1 (pull-up), y el circuito NMOS para propagar el valor binario
0 (pull-down). Véase el diagrama 2. Representa una puerta lógica NOT o inversor.
Cuando la entrada es 1, el transistor NMOS está en estado de conducción. Al estar su fuente conectada a tierra (0), el valor
0 se propaga al drenador y por tanto a la salida de la puerta lógica. El transistor PMOS, por el contrario, está en estado de
no conducción
Cuando la entrada es 0, el transistor PMOS está en estado de conducción. Al estar su fuente conectada a la alimentación
(1), el valor 1 se propaga al drenador y por tanto a la salida de la puerta lógica. El transistor NMOS, por el contrario, está
en estado de no conducción.
En el anexo se encuentra las hojas de especificaciones del CMOS 4049.
29
7.2 SEGUNDA ETAPA.
Etapa de acoplamiento
Para conectar etapas es necesario hacer el acoplamiento de impedancias, porque la señal se distorsionaba en frecuencia ó
disminuía la amplitud de la señal cuando se conectaba la siguiente etapa. Hacer el acoplamiento con amplificadores
operacionales es lo más práctico por accesibilidad a los componentes y costo.
El operacional utilizado tiene entrada MOSFET (baja corriente) y salida CMOS (alta impedancia).
El hecho de que tenga entrada MOSFET, fue determinante para la elección de esté ya que nos garantiza que la corriente de entrada
es cero, a diferencia de operacionales fabricados en base a transistores de unión bipolar. Este circuito se muestra a continuación
(Figura 13).
Figura 13: Acoplamiento de señal.
30
7.3. TERCERA ETAPA.
DIVISOR DE FASE.
Esta etapa es conocida como el divisor de fase en esta se requiere tener tanto la señal normal como invertida, una forma de invertir
la señal es con un amplificador operacional, pero este no proporciona un desfasamiento de 180° sino menor. Obteniendo un voltaje
de 5V.
Por lo tanto como el CMOS 4049 tiene esta función se utilizo el siguiente circuito (Véase Circuito 2). Junto con un ICL 7667.
Circuito 2: Divisor de fase.
7.3.1 DESCRIPCIÓN ICL 7667
Este componente forma parte de la familia de los CMOS (del inglés Complementary Metal Oxide Semiconductor, "Metal Óxido
Semiconductor Complementario") por lo que tiene una descripción igual a la del CD4049 por lo que no se volverá a describir; si se
tiene alguna duda se recomienda revisar la descripción del CD4049, antes mencionada pag. 22.
Figura 14: CMOS ILC 7667.
31
Diagrama 3: Configuración interno del CMOS ILC 7667.
En el anexo se encuentra las hojas de especificaciones del CMOS ILC 7667.
32
7.4. CUARTA ETAPA
Esta etapa es conocida como la etapa de amplificación de la Señal, El amplificador de instrumentación tiene como objetivo filtrar
la señal de todo el ruido modo común, que se le puede introducir al circuito y adecuar la señal necesaria para la entrada al
conversor, por esta razón se elige el AD620 como el amplificador, este amplificador tiene las siguientes características: maneja una
ganancia que está entre 1 y 10000; se alimenta con un voltaje entre 2.3 V y 18 V; tiene un offset de entrada de 50 µV max, offser
drift de 0.6 µV/°C max.
Figura 15: Amplificador AD 620
Diagrama 4: Configuración interna del Amplificador AD620.
En el diagrama 4 se muestra la configuración interna del AD 620 que se utilizo para la amplificación de la señal con sus respectivas
alimentaciones.
En el anexo se encuentra las hojas de especificaciones del AD620.
33
7.5 QUINTA ETAPA
Etapa de Potencia
Se construcción de una fuente de 50V a 5 Amperes.
Debido a los requerimientos en cuanto a potencia, en particular de corriente y voltaje alto, no fue suficiente emplear las
fuentes disponibles en el laboratorio, por ello fue necesario ensamblar la siguiente fuente, de 50V a 5ª.
El diagrama de conexión de la fuente es el mostrado en siguiente figura 16.
Figura 16: Diagrama de la conexión de la Fuente construida.
Figura 17: Ensamblaje de la fuente diseñada.
En la figura 17 se muestra la conexión de la fuente diseñada para este circuito.
34
7.6 SEXTA ETAPA
CONSTRUCCIÓN DEL TRANSFORMADOR DEL SISTEMA
Para los efectos del voltaje y corriente requeridos, se construyo un transformador, con una relación 1 a 4, que
amplifica el voltaje cuatro veces, para producir alto voltaje.
Se enrollo en un núcleo de ferrita, alambre de cobre midiendo con el osciloscopio la relación de vueltas antes
mencionada.
Finalizando esta etapa el circuito queda de la siguiente manera:
Figura 18: Circuito final con todas las etapas incluyendo la fuente (vista desde frontal).
Figura 19: Núcleo de ferrita.
35
En la figura 18 y 19 se observa el circuito completo en una vista frontal, se pueden observar las diferentes etapas mencionadas
anteriormente junto con la fuente, y en la figura 19 el núcleo de ferrita construida.
.
Figura 20: Circuito construido con vista de frente.
El la figura 20 se puede observar la construcción del circuito desde una perspectiva de frente, para poder visualizar de esta forma
las diferentes etapas que concierte este proyecto con las conexiones respectivas para cada etapa de acuerdo a los diferentes circuitos
antes ya mencionados.
Figura 21: Circuito conectado con las diferentes fuente a utilizar.
36
En la figura 21 se observa la conexión de todas las etapas con las diferentes fuentes de alimentación para los diversos componentes;
una vez finalizado la conexión del circuito pasamos a obtener los valores experimentales que se muestran a continuación:
37
CAPITULO 8. RESULTADOS.
Una vez concluido el diseño e implementación de las diferentes etapas antes mencionada se genero la señal deseada.
1. Generamos la señal característica de la primera etapa que es una onda senoidal con una frecuencia de 1 MHZ con una Amplitud
de 0 a 20 Volts. En la figura 22 se muestra la señal generada.
Figura 22: Señal generada a 1 MHz.
Tomando en cuenta la etapa de la señal senoidal generada a la frecuencia estipulada en el objetivo, tuvimos que conocer las
diferentes bases de BJT y sus diferentes efectos generados, es decir la caracterización de este.
La puerta es el terminal equivalente a la base del BJT. El transistor de efecto de campo se comporta como un interruptor controlado
por tensión, donde el voltaje aplicado a la puerta permite hacer que fluya o no corriente entre drenaje y fuente.
El funcionamiento del transistor de efecto de campo es distinto al del BJT. En los MOSFET, la puerta no absorbe corriente en
absoluto frente a los BJT, donde la corriente que atraviesa la base
pese a ser pequeña en comparación con la que circula por las otras terminales, no siempre puede ser despreciada.
Los MOSFET, además presentan un comportamiento capacitivo muy marcado, que hay que tener en cuenta para el análisis y
diseño de circuitos.
Así como los transistores bipolares se dividen en NPN y PNP, los de efecto de campo o FET son también de dos tipos: canal n y
canal p, dependiendo si la aplicación de una tensión positiva o negativa en la compuerta pone al transistor en estado de conducción
o no conducción, respectivamente. Los transistores de efecto de campo MOSFET son altamente demandados en electrónica digital,
y son el componente fundamental de los circuitos integrados o chips digitales.
38
A continuación determinaremos de forma experimental los valores tanto para la corriente así como para el voltaje de drenaje (iD;
VDS) en función de las variaciones en el voltaje de compuerta.
Para lo cual se monto la misma configuración eléctrica mostrada en el circuito 3 conectando el mosfet a caracterizar (IRFP-460) y
eligiendo un valor para Vcc = 25 Volts 5 Amperes (utilizando para ello un transformador de 24 Volts, 5 Amperes) y una resistencia
de carga con valor igual a 5 ohms, 10 Watts. Con los valores anteriores se realizo un barrido para el voltaje de entrada VGS.
Circuito 3: Diagrama utilizado para la caracterización del MOSFET
Figura 23: MOSFET IRFP-460
Con este dispositivo mostrado en la figura 23 amplificamos el valor de entrada de acuerdo a su polaridad e 12 a 15V. En el anexo
se puede encontrar la configuración de este MOSFET IRFP – 460.
39
Antes de emplear el MOSFET es necesario caracterizarlo y para eso se obtuvieron los valores experimentales y se demuestra lo
siguiente en la Tabla 1.
La cual muestra los diferentes voltajes de compuerta (gate), fuente (source) y drenador (drain) que para este se utiliza la iniciales en
ingles (g,s,d) y los voltajes a medir fueron VGS, VDS y VGS es decir como se muestra en la figura 24.
1 2 3
1. Compuerta (G).
2. Drenador (D)
3. Fuente (S).
Figura 24: Forma de medir los voltajes.
Una vez que se relaciono la forma de medir los voltajes se recopilo los datos experimentales como se muestra en la
tabla 1.
40
VGS(Volts) VDS(Volts) VGS(Volts) iD(Amperes)
0.80 26.2 0.80 0.800
0.90 26.2 1.40 0.800
1.10 26.2 1.80 0.800
1.40 26.2 2.80 0.800
1.60 26.2 3.80 0.800
1.80 26.2 3.90 0.802
2.00 26.2 4.00 0.803
2.80 26.2 4.10 0.807
3.30 26.2 4.20 0.818
3.80 26.2 4.30 0.841
4.00 26.1 4.35 0.872
4.20 26.0 4.40 0.900
4.25 25.9 4.50 0.993
4.30 25.6 4.55 1.171
4.35 25.4 4.60 1.339
4.44 25.0 4.65 1.484
4.46 24.6 4.70 1.713
4.48 24.1 4.80 2.192
4.50 23.8 4.85 2.516
4.53 22.7 4.88 2.910
4.56 21.9 4.90 3.180
4.60 19.4 4.95 3.385
4.63 19.2 5.00 3.531
4.66 17.9 5.10 3.711
4.70 15.0 5.20 3.800
4.73 12.8 5.30 3.871
4.75 11.9 5.40 3.967
4.80 7.0 5.50 4.083
5.00 3.4 5.60 4.177
5.17 1.8 5.68 4.190
5.30 1.8 5.75 4.240
5.40 1.7 5.80 4.260
5.53 1.6 5.90 4.270
5.65 1.5 6.00 4.270
5.70 1.5 6.10 4.270
5.80 1.5 6.20 4.270
Tabla 1: Valores experimentales.
Con ayuda de estos datos experimenta se asociaron con la finalidad de generar una curva de tendencia con los valores obtenidos en
los voltajes del drenador a fuente (VGS). Utilizando el MOSFET IRFP 460.
41
.
Figura 25: Características eléctricas del transistor MOSFET de potencia IRF-460
42
CAPITULO 9. DISCUSIÓN.
En el transcurso desarrollo de este proyecto se enfrentaron diversas situaciones relacionadas tanto con la investigación de las
diversas etapas del circuito, como con el armado del diseño.
Se observaron grandes dificultades al armar el circuito, ya que al ir acoplando las etapas era fácil tener errores, esto debido a la
diferencia de impedancias en entradas y salidas de cada una.
Si lo observamos como un diagrama a bloque para conocer rápidamente lo que se hizo al armar el circuito, un detalle importante
fue el uso correcto del CMOS ya que el bajo consumo de potencia estática, gracias a la alta impedancia de entrada de los
transistores de tipo MOSFET y a que en estado de reposo, un circuito CMOS sólo experimentará corrientes parásitas. Esto debido
a que en ninguno de los dos estados lógicos existe un camino directo entre la fuente de alimentación y el terminal de tierra o lo que
es lo mismo, uno de los dos transistores que forman el inversor CMOS básico se encuentra en la región de corte en estado
estacionario.
Gracias a su carácter regenerativo, los circuitos CMOS son robustos frente a ruido o degradación de señal debido a la impedancia
del metal de interconexión, por lo que facilito la etapa de potencia que era la más difícil.
43
CAPITULO 10. CONCLUSIONES Y RECOMENDACIONES
Al finalizar este proyecto concluimos que nuestro objetivo como ingenieros biomédicos es encontrar el beneficio del paciente, por
eso nos surgió la necesidad de buscar o diseñar un equipo confiable, en este caso al tener un equipo que realice el corte y
coagulación del tejido con un menor daño, se cumple el objetivo de salvaguardar tanto la seguridad como la recuperación en menor
tiempo del paciente.
El objetivo planteado para este proyecto, se cumplió satisfactoriamente, ya que por una parte se pudieron desarrollar las diferentes
etapas de la unidad de electrocirugía, además de comprobar el funcionamiento correcto del circuito en los diferentes puntos de
prueba.
Tomando en cuenta que todo el circuito se armo en un protoboard, existieron problemas con tener un buen contacto entre los
componentes, así que se nos complico observar algunos detalles importantes y nació la inquietud de colocarlo en una placa, pero
por cuestiones de tiempo no se pudo llevar a cabo.
El sistema requiere un posterior proceso de mejora, dado que en este proyecto se enfoco más a la etapa de potencia.
Otro punto a tratar es enfocarse a la mejora de la seguridad del sujeto sometido a un procedimiento con este sistema, diseño de una
placa de salida para el electrodo neutro y un desarrollo para el mango del electrodo vivo, ya que nosotros no empleamos ninguno,
solamente material aislante, también sería bueno diseñar un indicador de luz y tal vez un indicador audible con el fin de mejorar la
seguridad del usuario.
44
CAPITULO 11. ANEXOS
En esta parte encontraremos las diferentes hojas de especificaciones o datasheet de algunos de los compontes que
se utilizaron.
45
46
47
48
49
50
51
52
53
54
55
56
PART NUMBER
TEMP.
RANGE (oC)
PACKAGE
CD4049UBF3A -55 to 125 16 Ld CERDIP
CD4050BF3A -55 to 125 16 Ld CERDIP
CD4049UBD -55 to 125 16 Ld SOIC
CD4049UBDR -55 to 125 16 Ld SOIC
CD4049UBDT -55 to 125 16 Ld SOIC
CD4049UBDW -55 to 125 16 Ld SOIC
CD4049UBDWR -55 to 125 16 Ld SOIC
CD4049UBE -55 to 125 16 Ld PDIP
CD4049UBNSR -55 to 125 16 Ld SOP
CD4049UBPW -55 to 125 16 Ld TSSOP
CD4049UBPWR -55 to 125 16 Ld TSSOP
CD4050BD -55 to 125 16 Ld SOIC
CD4050BDR -55 to 125 16 Ld SOIC
CD4050UBDT -55 to 125 16 Ld SOIC
CD4050BDW -55 to 125 16 Ld SOIC
CD4050BDWR -55 to 125 16 Ld SOIC
CD4050BE -55 to 125 16 Ld PDIP
CD4050NSR -55 to 125 16 Ld SOP
CD4050BPW -55 to 125 16 Ld TSSOP
CD4050BPWR -55 to 125 16 Ld TSSOP
CD4049UB, CD4050B
Data sheet acquired from Harris Semiconductor SCHS046I
August 1998 - Revised May 2004
CMOS Hex Buffer / Converters
The CD4049UB and CD4050B devices are inverting and
non-inverting hex buffers, respectively, and feature logic-
level conversion using only one supply voltage (VCC). The
input-signal high level (VIH) can exceed the VCC supply
voltage when these devices are used for logic-level
conversions. These devices are intended for use as CMOS
to DTL/TTL converters and can drive directly two DTL/TTL
loads. (VCC = 5V, VOL 0.4V, and IOL 3.3mA.)
The CD4049UB and CD4050B are designated as
replacements for CD4009UB and CD4010B, respectively.
Because the CD4049UB and CD4050B require only one
power supply, they are preferred over the CD4009UB and
CD4010B and should be used in place of the CD4009UB
and CD4010B in all inverter, current driver, or logic-level
conversion applications. In these applications the
CD4049UB and CD4050B are pin compatible with the
CD4009UB and CD4010B respectively, and can be
substituted for these devices in existing as well as in new
designs. Terminal No. 16 is not connected internally on the
CD4049UB or CD4050B, therefore, connection to this
terminal is of no consequence to circuit operation. For
applications not requiring high sink-current or voltage
conversion, the CD4069UB Hex Inverter is recommended.
Features
• CD4049UB Inverting
• CD4050B Non-Inverting
• High Sink Current for Driving 2 TTL Loads
• High-To-Low Level Logic Conversion
• 100% Tested for Quiescent Current at 20V
• Maximum Input Current of 1A at 18V Over Full Package
Temperature Range; 100nA at 18V and 25oC
• 5V, 10V and 15V Parametric Ratings
Applications
• CMOS to DTL/TTL Hex Converter
• CMOS Current “Sink” or “Source” Driver
• CMOS High-To-Low Logic Level Converter
Ordering Information
NOTE: When ordering, use the entire part number. The suffix R denotes tape and reel. The suffix T denotes a small-quantity reel of 250.
Pinouts
CD4049UB (PDIP, CERDIP, SOIC, SOP, TSSOP)
CD4050B (PDIP, CERDIP, SOIC, SOP)
TOP VIEW TOP VIEW VCC 1 16 NC VCC 1 16 NC
G = A 2 15 L = F G = A
2 15 L = F
A 3 14 F A
3 14 F
H = B 4 13 NC H = B
4 13 NC B
5 12 K = E B 5 12 K = E
I = C 6 11 E I = C
6 11 E
C 7 10 J = D C
7 10 J = D
57
VSS 8 9 D VSS 8 9 D
1 CAUTION: These devices are sensitive to electrostatic discharge; follow proper IC Handling Procedures.
Copyright © 2004, Texas Instruments Incorporated
58
A
G = A A
G = A
B
H = B B
H = B
C
I = C C
I = C
CD4049UB, CD4050B
Functional Block Diagrams
CD4049UB CD4050B
3 2 3 2
5 4 5 4
7 6 7 6
9 10
D J = D 9 10
D J = D
11 12
E K = E 11 12
E K = E
14 15
F L = F
1 VCC
8 VSS
NC = 13
NC = 16
14 15 F L = F
1 VCC
8 VSS
NC = 13
NC = 16
Schematic Diagrams
VCC
VCC
P
R OUT
IN
N
P
R
IN
N
P
OUT
N
VSS
VSS
FIGURE 1A. SCHEMATIC DIAGRAM OF CD4049UB, 1 OF 6
IDENTICAL UNITS
FIGURE 1B. SCHEMATIC DIAGRAM OF CD4050B, 1 OF 6
IDENTICAL UNITS
59
2
60
CD4049UB, CD4050B
Absolute Maximum Ratings Thermal Information
Supply Voltage (V+ to V-) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . -0.5V to 20V
DC Input Current, Any One Input . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10mA
Operating Conditions
Temperature Range . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . -55oC to 125oC
Package Thermal Impedance, JA (see Note1):
E (PDIP) Package . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 67oC/W
D (SOIC) Package . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 73oC/W
DW (SOIC) Package . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 57oC/W NS
(SOP) Package . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 64oC/W PW
(TSSOP) Package . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 108oC/W
Maximum Junction Temperature (Plastic Package) . . . . . . . . .150oC
Maximum Storage Temperature Range . . . . . . . . . . . 65oC to 150oC
Maximum Lead Temperature (Soldering 10s) . . . . . . . . . . . . .265oC
SOIC - Lead Tips Only
CAUTION: Stresses above those listed in “Absolute Maximum Ratings” may cause permanent damage to the device. This is a stress only rating and operation of the
device at these or any other conditions above those indicated in the operational sections of this specification is not implied.
NOTE:
1. The package thermal impedance is calculated in accordance with JESD 51-7.
DC Electrical Specifications
PARAMETER
TEST CONDITIONS
LIMITS AT INDICATED TEMPERATURE (oC)
UNITS
-55
-40
85
125
25
VO
(V) VIN (V)
VCC (V)
MIN
TYP
MAX
Quiescent Device Current
IDD (Max) - 0,5 5 1 1 30 30 - 0.02 1 A
- 0,10 10 2 2 60 60 - 0.02 2 A
- 0,15 15 4 4 120 120 - 0.02 4 A
- 0,20 20 20 20 600 600 - 0.04 20 A
Output Low (Sink) Current
IOL (Min) 0.4 0,5 4.5 3.3 3.1 2.1 1.8 2.6 5.2 - mA
0.4 0,5 5 4 3.8 2.9 2.4 3.2 6.4 - mA
0.5 0,10 10 10 9.6 6.6 5.6 8 16 - mA
1.5 0,15 15 26 25 20 18 24 48 - mA
Output High (Source) Current
IOH (Min) 4.6 0,5 5 -0.81 -0.73 -0.58 -0.48 -0.65 -1.2 - mA
2.5 0,5 5 -2.6 -2.4 -1.9 -1.55 -2.1 -3.9 - mA
9.5 0,10 10 -2.0 -1.8 -1.35 -1.18 -1.65 -3.0 - mA
13.5 0,15 15 -5.2 -4.8 -3.5 -3.1 -4.3 -8.0 - mA
Out Voltage Low Level
VOL (Max) - 0,5 5 0.05 0.05 0.05 0.05 - 0 0.05 V
- 0,10 10 0.05 0.05 0.05 0.05 - 0 0.05 V
- 0,15 15 0.05 0.05 0.05 0.05 - 0 0.05 V
Output Voltage High Level
VOH (Min) - 0,5 5 4.95 4.95 4.95 4.95 4.95 5 - V
- 0,10 10 9.95 9.95 9.95 9.95 9.95 10 - V
- 0,15 15 14.95 14.95 14.95 14.95 14.95 15 - V
Input Low Voltage, VIL (Max)
CD4049UB 4.5 - 5 1 1 1 1 - - 1 V
9 - 10 2 2 2 2 - - 2 V
13.5 - 15 2.5 2.5 2.5 2.5 - - 2.5 V
Input Low Voltage, VIL (Max)
CD4050B 0.5 - 5 1.5 1.5 1.5 1.5 - - 1.5 V
1 - 10 3 3 3 3 - - 3 V
1.5 - 15 4 4 4 4 - - 4 V
61
3
62
63
CAPITULO 12. BIBLIOGRAFIA
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Norma NTC-2194 Vocabulario de términos básicos y generales en metrología.
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CAPITULO 13. AGRADECIMIENTOS