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Benemérita Universidad
Autónoma de Puebla
FACULTAD DE CIENCIAS FÍSICO MATEMÁTICAS
MODELACIÓN MATEMÁTICA DEL SISTEMA
CARDIOVASCULAR
T E S I S
PARA OBTENER EL TÍTULO DE:
LICENCIADO EN MATEMÁTICAS
PRESENTA
ANABEL HERNÁNDEZ RAMÍREZ
DIRECTOR DE TESIS:
Dr. ANDRÉS FRAGUELA COLLAR
9 DE DICIEMBRE 2011

A mis padres
A mis hermanos
A todos mis amigos

Algo he aprendido en una larga vida:
que toda nuestra ciencia, medida contra
la realidad, es primitiva e infantil,
y sin embargo es lo más valioso que tenemos.
Albert Einstein

Agradecimientos
Al Dr. Andrés Fraguela Collar, no sólo por la dirección de esta tesis sino porque
durante tres años me ha introducido al mundo de las matemáticas aplicadas. Gracias
por transmitirme conocimiento, pero sobre todo, por las palabras que me dió en uno de
los momentos más difı́ciles de mi vida.
A mi hermana, Dra. Claudia Hernández Ramı́rez, por brindarme sus conocimientos
de medicina. A mis compañeros Vladimir y Elias Flores por asesorarme en fı́sica. A Emi-
lene C. Pliego Pliego y Eduardo Hernández Montero por la ayuda prestada.
A los doctores que fungieron como jurado, Dr. José Jacobo Oliveros Oliveros, Dr.
Juan Alberto Escamilla Reyna y Dra. Patricia Domı́nguez Soto, gracias por su atenta
lectura y sus atinadas correcciones.
A cada uno de los maestros catedráticos de esta Facultad de Ciencias Fı́sico Matemáticas
que participaron en mi desarrollo profesional durante la licenciatura.
A mis amigos y a mi hermano por su sola existencia, ya que sin ustedes los dı́as serı́an
muy aburridos.
A Rosa M. Ramı́rez Solano y Orlando E. Hernández Martı́nez, les agradezco profun-
damente por el esfuerzo que han realizado para educarme. Y a Dios que me ha permitido
ser su hija.

Modelación Matemática Del Sistema Cardiovascular
Anabel Hernández Ramı́rez
2011

Índice general
Índice general III
Índice de figuras V
Introducción VII
1. Aspectos Generales del Sistema Cardiovascular 1
1.1. Estructura y Función del Sistema Cardiovascular . . . . . . . . . . . . . 2
1.1.1. Sangre . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2
1.1.2. Vasos Sanguı́neos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3
1.1.3. Corazón . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4
1.1.4. Circulación Sanguı́nea . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9
1.2. Algunas Enfermedades Cardiovasculares . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10
1.2.1. Hipertensión . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11
1.2.2. Insuficiencia Cardı́aca . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11
1.2.3. Accidentes Cerebrovasculares . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 12
1.3. Importancia de la Modelación Matemática del Sistema Cardiovascular . . 12
2. Conceptos y principios fı́sicos que rigen a la circulación sanguı́nea 15
2.1. Algunos conceptos hemodinámicos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 15
2.1.1. Resistencia vascular . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16
2.1.2. Compliancia vascular . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18
2.2. Analogı́a con los circuitos eléctricos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 19
Modelado Matemático del Sistema Cardiovascular XXIII
2.3. Antecedentes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . xxiii
2.3.1. Lı́neas de transmisión . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . xxiv
2.3.2. Modelos Empaquetados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . xxv
iii

ÍNDICE GENERAL ÍNDICE GENERAL
2.3.3. Justificación para el Planteamiento de Otro Modelo . . . . . . . . xxviii
2.4. Descripción del modelo fı́sico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . xxix
2.5. Modelo matemático del Sistema Cardiovascular . . . . . . . . . . . . . . xxxi
2.5.1. Modelando las dos bombas del corazón . . . . . . . . . . . . . . . xxxiii
2.6. Resolviendo el problema 2.39 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . xxxvii
2.6.1. n-ésimo latido . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . xl
2.7. Ejemplo numérico: Condiciones normales en reposo . . . . . . . . . . . . xlv
Fundamentos de circuitos eléctricos LIII
.1. Capacitancia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . liv
.2. Resistencia, resistividad y ley de Ohm . . . . . . . . . . . . . . . . . . . lv
.3. Representación de los circuitos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . lv
.4. Leyes de Kirchhoff . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . lvi
Transformada de Laplace LIX
.5. Observaciones . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . lx
.6. Propiedades de la transformada de Laplace . . . . . . . . . . . . . . . . . lxi
.7. Teoremas de traslación . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . lxii
Glosario LXV
Bibliografı́a LXVII
iv

Índice de figuras
1.1. Esquema del ventrı́culo izquierdo y la aorta [27]. . . . . . . . . . . . . . . 4
1.2. Estructura del corazón y curso del flujo sanguı́neo por las cavidades cardı́acas
[17]. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5
1.3. Acontecimiento del ciclo cardı́aco referido a la función del ventrı́culo izquier-
do [17] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 8
1.4. Circulación sistémica y pulmonar . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10
2.1. Analogı́a entre circuitos eléctricos y hemodinámicos [31] . . . . . . . . . . 20
2.2. En la figura A aparece el análogo mecánico Dynasim con los dos circuitos
circulatorios y en la figura B la cámara ventricular de este modelo [3] . . xxiv
2.3. Trozo de lı́nea de transmisión [27] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . xxvi
2.4. Modelo de Windkessel [14] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . xxvii
2.5. Modelo de Mungumuru y Roe [14] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . xxviii
2.6. Circuito eléctrico análogo al Sistema Circulatorio . . . . . . . . . . . . . xxxii
2.7. En azul aparece la gráfica de la función ξ(t) en [0, T]. . . . . . . . . . . . xxxiv
2.8. Gráfica de las variaciones de presión en el ventrı́culo izquierdo y el derecho
referidos a un periodo de tiempo T. Donde Psp ≤ Psa. . . . . . . . . . . . xxxvi
2.9. Gráfica de ξCI(t) y ξCD(t) para un sujeto con condiciones normales en
reposo. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . xlvi
2.10. Gráfica de la función v∗(t) en un ciclo cardı́aco. . . . . . . . . . . . . . . xlvii
2.11. Gráfica de la función v ∗ (t) en 4 ciclos cardı́acos. . . . . . . . . . . . . . xlvii
12. Gráficas de la función real f(t) y la correspondiente a f(t − a)u(t − a) . . lxii
v

Introducción
Cualquier individuo interesado en el funcionamiento del Sistema Cardiovascular, co-
mo para haber consultado algún libro de anatomı́a, conocerá el nombre de William
Harvey (1578-1657). La razón de ello, es que gracias a su Exercitatio anatómica de motu
cordis et sanguinis in animalibus (Ensayo anatómico sobre el movimiento del corazón y
la sangre en los animales), publicado en 1628, se estableció el concepto de circulación
sanguı́nea.
Séanos permitido llamar circular a este movimiento, en el sentido en que
Aristóteles dijo que el aire y la lluvia imitan el movimiento circular de los
cuerpos celestes... [32]
Es de recalcar la formación médica de Harvey aunado a un entendimiento de la fı́sica
del problema, por ser los factores que permitieron dicha definición, puesto que aún sabios
griegos como Aristóteles (384-322 B.C.), que contaban con conocimientos anatómicos del
corazón y de los vasos sanguı́neos, no fueron capaces de definirla por la simple razón de
que desconocı́an la ley de conservación de masa. Pues finalmente fue este principio el que
permitió a Harvey argumentar teóricamente, lo que ya desde 1616 intuı́a en base a la
experiencia empı́rica; porque tan sólo necesitó mostrar que la misma cantidad de sangre
expulsada por el corazón, regresa; con lo cual concluye: la sangre recorre un circuito
cerrado.
Lo anterior es una aplicación particularmente brillante de la fı́sica a la medicina,
pues pese a que en la actualidad nos resulte bastante natural la noción de la circulación
sanguı́nea, en su época, Harvey fue muy criticado por ella. Y ası́ como el desarrollo de
la medicina habrı́a sido completamente imposible sin la fı́sica, la fı́sica no se podrı́a en-
tender sin la matemática, ya que sus leyes se expresan por medio de fórmulas, que la
fuerzan a hacer amplio uso del aparato matemático. Es ésta quizá, una razón que nos
vii

Capı́tulo 0 Introducción
permita comprender porque desde el trabajo de Helmholtz1
y Frank, en el pasado siglo,
hasta el de Hodgkin y Huxley2
, y muchos otros en este siglo, los fisiologistas en repetidas
ocasiones han empleado los métodos matemáticos y modelos para el entendimiento de
procesos fisiológicos [21].
Alrededor del mundo y en diferentes épocas, los cientı́ficos se han ocupado de la
modelación del Sistema Cardiovascular, debido a que la comprensión de los mecanismos
involucrados en la aparición y evolución de las enfermedades que lo afectan, contribuyen
al desarrollo de tratamientos que, a su vez, han logrado una significativa disminución en
la morbilidad y morbimortalidad asociada a él. Y pese a que los modelos matemáticos
han demostrado ser eficaces, económicos y versátiles; nos encontramos con que existen
pocas investigaciones formales3
al respecto. La razón de ello quizá radica en que, pese a
sus esfuerzos, los cientı́ficos no matemáticos que han intentado realizar modelos con este
enfoque no cuentan con la formación matemática suficiente para realizar tal empresa, y
por otro lado, aquellos que sı́ son matemáticos, o no se interesan en estos temas, o no
consiguen aplicaciones reales con sus trabajos. Al respecto Keener y Sneyd, autores del
libro Mathematical Phisiology, señalan:
muchos matemáticos aplicados están preocupados por los resultados teóricos,
probando teoremas y más, y prefieren no prestar atención a datos reales o las
aplicaciones de sus resultados... [21]
El procedimiento general para predecir el comportamiento de un sistema, consiste
en crear un sustituto del mismo, llamado modelo, que lo imite estructural o funcional-
mente de acuerdo al interés de la investigación. Los modelos son de dos tipos: fı́sicos,
en el sentido de ser materialmente construı́dos, y matemáticos, los cuales son relaciones
abstractas, no siendo la excepción el análisis de la circulación sanguı́nea, pues el estudio
del sistema real resulta complejo, no sólo por las implicaciones éticas, sino en sı́ mismo.
En él intervienen miles de variables y relaciones entre las variables, que hacen imposible
1
Hermann von Helmholtz, médico y fı́sico alemán. Descubrió el principio de conservación de la energı́a
mientras estudiaba el metabolismo en los músculos. Trató de probar que no se pierde energı́a en los
músculos en movimiento, porque eso también significaba que no existen “fuerzas vitales”para mover un
músculo [33].
2
Cientı́ficos cuya investigación llevó al conocimiento cuantitativo de los canales de sodio y potasio; los
cuales son actores imprescindibles para la despolarización y repolarización de la membrana del nervio
durante el potencial de acción. Cabe señalar que debido a este trabajo Hodgkin y Huxley se hacen
merecedores del Premio Nobel.
3
La palabra formal está siendo utilizada aquı́ en su sentido matemático -al referirnos que estos
modelos son desarrollados sobre una base lógica rigurosa.
viii

Capı́tulo 0 Introducción
estudiarlas al mismo tiempo. Problemática que resuelve de manera satisfactoria la im-
plementación de modelos matemáticos, ya que éstos permiten abolir la mayorı́a de los
parámetros, y evaluar al Sistema Circulatorio bajo diferentes condiciones fisiológicas.
El objetivo principal que se persigue con este trabajo de tesis, es plantear un modelo
matemático del Sistema Cardiovascular, que permita estudiar la circulación sanguı́nea de
una forma global, bajo condiciones normales y patológicas. Especı́ficamente, el modelo
será utilizado para analizar la influencia de algunos tipos de arritmias cardı́acas en la
circulación global.
La metodologı́a que hemos seguido, tiene dos momentos: el primero es cuando se
plantea un sı́mil eléctrico del Sistema Cardiovascular, a partir de entender las analogı́as
establecidas y de pensar en éste como un sistema de ocho compartimientos (corazones
izquierdo y derecho; capilares, arterias y venas, tanto pulmonares como sistémicos). El
segundo momento es cuando, a partir del análisis de circuitos, principalmente por la
aplicación de las leyes de Kirchhoff, se plantea la ecuación diferencial, que es el modelo
matemático principal considerado en esta tesis para el estudio de la circulación sanguı́nea.
En otros términos, el método consiste en considerar el sistema biológico real, enten-
der la fı́sica del problema y hacer uso del análisis matemático, para resolver el circuito
eléctrico planteado. Y todo lo anterior se analiza bajo la luz de tres ciencias: la medicina,
la fı́sica y las matemáticas.
Por ser el tópico de este trabajo interdisciplinario, la presente tesis se dirige a audien-
cias que, si bien pueden entender una de las anteriores ciencias, pueden carecer de los
conocimientos mı́nimos necesarios para acometer el estudio del Sistema Cardiovascular
desde las otras áreas; con esta perspectiva el contenido de esta tesis ha sido dividida de
la siguiente manera:
El Capı́tulo 1 está principalmente basado en literatura médica; en éste se realiza un
resumen bastante superficial de cómo está constituido anatómica, histológica y fisiológi-
camente, el Sistema Cardiovascular. Al final de este capı́tulo, con una visión más clara
del sistema real con el que estamos tratando, se mencionan algunas de las enfermedades
cardiovasculares más letales, y se argumenta sobre la importancia que tiene la modelación
matemática del Sistema Cardiovascular.
En el Capı́tulo 2, además de establecer los conceptos y principios fı́sicos que rigen la
circulación sanguı́nea, también se justifica la analogı́a establecida entre circuitos eléctri-
ix

x Capı́tulo 0 Introducción
cos y circuitos hemodinámicos que, como se mencionó anteriormente, será la base funda-
mental para el planteamiento del modelo matemático por nosotros propuesto finalmente
en el Capı́tulo 3.
Posterior a este tercer capı́tulo, se encuentran las conclusiones y los apéndices. En el
apéndice A se establecen los fundamentos de circuitos eléctricos, que serán base funda-
mental para la compresión del segundo y tercer capı́tulo. Por otro lado, en el apéndice
B, se localiza un pequeño glosario con las palabras que pudieran resultar desconocidas
para el lector, y que están remarcadas con negritas, a fin de facilitar la lectura de la
misma.
x

Capı́tulo 1
Aspectos Generales del Sistema
Cardiovascular
En medicina suele emplearse el término de sistema para referirse al conjunto de
órganos formados predominantemente por el mismo tipo de tejido [27]; ello justifica
que al conjunto de órganos por los que circula la sangre se les denomine aparato car-
diovascular, pues como se estudiará en este capı́tulo el corazón y los vasos sanguı́neos
histológicamente son distintos. Sin embargo, teniendo en mente el objetivo de plantear
un modelo fı́sico optaremos por una visión mecánica, por lo cual basado en el concepto
de Lange de sistema1
, en lo que respecta a este trabajo se empleará la denominación de
Sistema Cardiovascular.
Este capı́tulo se divide en tres secciones: en primer lugar, un breve recuento sobre la
anatomı́a, histologı́a y fisiologı́a normal del Sistema Cardiovascular; en segundo, una ex-
posición acerca las enfermedades cardiovasculares más letales a nivel mundial: hiperten-
sión, insuficiencia cardı́aca y accidentes cerebrovasculares; y finalmente en el tercero, una
justificación acerca de la importancia de la modelación matemática de este sistema. La
selección y compilación de información presente está basada principalmente en autores
como Latarjet-Ruiz Liard [22], Guyton-Hall [17, 16], Ganong et al [24, 12], y Espino Vela
[10].
1
Un sistema se define como un conjunto de elementos unido al conjunto de relaciones que se establecen
entre ellos (Lange,1975)[14].
1

2 Capı́tulo 1 Aspectos Generales del Sistema Cardiovascular
1.1. Estructura y Función del Sistema Cardiovascu-
lar
Definiremos al Sistema Cardiovascular, en condiciones normales, como un conjunto
integrado por: el corazón, músculo hueco situado en el tórax que se halla dividido en cua-
tro cavidades, dos aurı́culas (derecha e izquierda) y dos ventrı́culos (derecho e izquierdo);
los vasos sanguı́neos, red compleja de conductos, que por su estructura y propiedades
diferentes se clasifican en venas, arterias y capilares, y la sangre. Unido al conjunto de
relaciones estructurales y funcionales que se establecen entre ellos para llevar a cabo la
circulación sanguı́nea.
Dada la complejidad de los elementos que participan en el sistema (el corazón, los
vasos sanguı́neos y la sangre), a continuación se revisarán por separado estos subsistemas
con el fin de estudiar su estructura y función especı́fica.
1.1.1. Sangre
La sangre es una sustancia compleja compuesta de plasma y células. El plasma
está conformado en casi su totalidad por agua, y el resto por proteı́nas y otras sustancias
[4]. El contenido celular se clasifica en eritrocitos (células sanguı́neas rojas necesarias
para el suministro de oxı́geno a los tejidos), leucocitos (células sanguı́neas blancas que
actúan como unidades móviles del sistema de protección del organismo [17]) y plaquetas2
(cuasi células que previenen la pérdida de sangre). Su misión principal es transportar el
oxı́geno y los nutrientes hacia los tejidos, conducir las hormonas desde los tejidos que las
elaboran hasta los que las consumen y llevar las sustancias tóxicas y de desecho celular
hacia los tejidos que las eliminan del organismo.
El análisis del plasma ha mostrado que tiene un comportamiento viscoso constante;
sin embargo, la sangre completa se comporta como un fluido no newtoniano. En la
macrocirculación el flujo sanguı́neo exhibe un comportamiento que se aproxima al new-
toniano, ya que por la forma hidrodinámica que adquiere el eritrocito reduce la pertur-
bación del flujo; mientras que en la microcirculación, le permite al eritrocito sobrepasar
algún tipo de estrechez cambiando su forma [4].
2
Las plaquetas en sentido estricto no son células ya que no poseen núcleos ni se reproducen, sin
embargo funcionalmente actúan de forma similar a las células completas [17]. Razón por la cual en la
partición de la sangre se les considera como contenido celular.
2

1.1 Estructura y Función del Sistema Cardiovascular 3
1.1.2. Vasos Sanguı́neos
El sistema arterial comienza a la salida de cada ventrı́culo con una gran arteria,
la que por bifurcaciones sucesivas originan vasos cada vez más delgados: las arterias
proximales, las arterias distales y las arteriolas. Estas últimas, se conectan con los capi-
lares, los cuáles originan las vénulas y éstas por confluencias sucesivas generan las venas.
El sistema venoso termina a la entrada de la aurı́cula contraria al ventrı́culo referenciado.
Las arterias y venas están compuestas de tres capas: la ı́ntima, media y adventicia. La
capa interna, o ı́ntima, está compuesta primariamente de células endoteliales, las cuales
cubren el vaso y están involucradas en el control del diámetro del vaso. La media, com-
puesta de elastina, colágeno y músculo liso, determina ampliamente las propiedades
elásticas del vaso. La capa externa, o adventicia, está compuesta principalmente de tejido
conectivo [30]. La cantidad de tejido elástico aumenta proporcionalmente al calibre del
vaso, sucediendo lo contrario con el tejido muscular, ya que éste aumenta, por lo menos
relativamente, a medida que disminuye el diámetro del vaso [13]. Puesto que conforme
los vasos sanguı́neos se alejan del corazón el área transversal disminuye progresivamente
hasta alcanzar el lecho capilar, se tiene que las arterias y venas proximales son más
elásticas mientras que en las arteriolas hay mayor proporción de músculo liso.
La aorta, ubicada a la salida del ventrı́culo izquierdo, es considerada la principal
arteria del cuerpo, no sólo por dar origen a todas las arterias del sistema circulato-
rio (excepto a las arterias pulmonares, que salen del ventrı́culo derecho), sino también
porque debido a su capa elástica, está adaptada para recibir el impacto de la sı́stole del
ventrı́culo izquierdo y, después de distenderse, regresa por su elasticidad, a sus dimen-
siones primitivas, con lo cual contribuye a la progresión de sangre [10]. Su porción central
o proximal se conoce con el nombre de arco o cayado aórtico. En la Figura 1.1.2 vemos
un esquema del mismo (en color rojo) [27].
Por su parte los capilares son estructuras con paredes formadas por una sola capa de
células endoteliales muy permeables, lo cual le permite intercabiar lı́quido, nutrientes,
electrólitos, hormonas y otras sustancias entre la sangre y el lı́quido intersticial.
Una caracterı́stica general de los vasos sanguı́neos es que tienden a ser casi cilı́ndricos
in situ y tienden a permanecer cilı́ndricos cuando una sección cilı́ndrica se suprime y son
estudiados in vitro. Sólo cuando el vaso es disecado más allá de su geometrı́a comienza
a desviarse de la cilı́ndrica [30].
3

Figura 1.1: Esquema del ventrı́culo izquierdo y la aorta [27].
1.1.3. Corazón
El corazón, que aparece en la Figura 1.1, es un órgano hueco que circunscribe cuatro
cavidades: dos localizadas en la parte superior del corazón, conocidas como aurı́culas y
dos inferiores llamadas ventrı́culos. Dos tabiques musculares alineados dividen a éste
en dos corazones, derecho e izquierdo, cada uno de los cuales está compuesto por una
aurı́cula que comunica con el ventrı́culo correspondiente por un orificio provisto de una
válvula (válvula mitral en el corazón derecho y tricúspide en el izquierdo). También exis-
te comunicación del corazón con los vasos sanguı́neos; las aurı́culas se continúan con las
venas y los ventrı́culos con las arterias. En el corazón existen otras válvulas denominadas
sigmoideas: la válvula aórtica que se ubica entre el ventrı́culo izquierdo y la arteria aorta;
y la válvula pulmonar que está entre el ventrı́culo derecho y la arteria pulmonar.
De igual manera que los vasos sanguı́neos el corazón tiene tres capas: el endocardio,
miocardio y pericardio. El endocardio, corresponde a la cubierta interior de las cavidades
cardı́acas y se continúa sin lı́mite de demarcación, con el endotelio (capa ı́ntima) de los
grandes vasos [10]. Como cualquier otro músculo en el organismo la porción muscular
del corazón, miocardio, tiene como principal caracterı́stica la contractilidad. La capa que
cubre externamente al corazón es el pericardio, la cual consta de dos hojas: una visce-
ral ı́ntimamente adherida al miocardio, y otra parietal, en contacto con la pleura. Una
4

Figura 1.2: Estructura del corazón y curso del flujo sanguı́neo por las cavidades cardı́acas
[17].
capa de lı́quido contenida entre ambas láminas del pericardio favorece los movimientos
de contracción (sı́stole) y de distensión (diástole) del corazón a la vez que lo mantiene
unido al cuerpo.
En el aparato cardiovascular, la función primordial del corazón es la de impulsar san-
gre al organismo y el mecanismo mediante el cual lo logra es por medio de la contracción
muscular; pues cuando se contrae consigue expulsar sangre hacia las arterias y cuando se
distiende, mediante succión, la sangre que circula en las venas retorna al corazón. Resulta
importante destacar la participación de las cuatro válvulas cardı́acas para este propósito,
pues éstas aseguran una circulación en sentido único. Pero a fin de comprender como el
corazón consigue realizar su función de bomba, el resto de esta sección se dedicará al
estudio de las propiedades del músculo cardı́aco.
El atributo más importante del miocardio es su automatismo, es decir, la capacidad
de elaborar sus propios impulsos. El corazón aislado de toda conexión nerviosa extrı́nse-
5

ca continúa latiendo [22]. Desde un punto de vista fisiológico el corazón se comporta
como un sincisio (sincitio), de modo que la propagación de cualquier impulso se hace a
todo el miocardio, siempre que la excitación sea suficientemente intensa para producir
una respuesta [10]. En otras palabras, las numerosas fibras musculares que componen
al corazón pueden contraerse juntas como si fueran una sola unidad. Bajo condiciones
normales el tejido fibroso que rodea los orificios atrioventriculares impiden la conducción
directa del potencial de acción de las aurı́culas a los ventrı́culos, provocando un retraso
superior a 1
10
de segundo en el paso del estı́mulo. Razón por la cuál el músculo cardı́aco
se compone en realidad de dos sincitios: el auricular y el ventricular; constituidos por las
paredes de las dos aurı́culas y las paredes de los dos ventrı́culos, respectivamente.
La forma en que el corazón responde a los estı́mulos es la contracción mecánica, que
es el acortamiento universal de las fibras cardı́acas [10]. Durante la contracción el corazón
no es excitable aun cuando se aplique un estı́mulo excesivo, sin embargo, en la diástole
bajo estı́mulos mayores que el que normalmente causa contracción cardı́aca pueden hacer
responder al corazón. Debido a lo cual cuando se incrementa la frecuencia cardı́aca se
acorta la duración de la contracción pero en un porcentaje menor que el acortamiento
de la duración de la relajación del miocardio [17].
La energı́a generada con la contracción del corazón se transforma en energı́a cinética
al abrirse la válvula de salida; esta energı́a transportada por el flujo sanguı́neo se descom-
pone en dos partes: una se transfiere directamente a la columna de sangre, continuando
con el flujo, denominado flujo axial; la otra se transforma en energı́a de deformación que
distiende la pared de la aorta (arteria pulmonar), denominado flujo radial [4].
Circulación de la sangre en el corazón izquierdo (derecho)
Para describir como circula la sangre en cada corazón, consideremos como condiciones
iniciales a las válvulas auriculoventriculares abiertas y las válvulas sigmoideas cerradas.
Como resultado de la enérgica contracción del ventrı́culo izquierdo (derecho), la pre-
sión ventricular comienza rápidamente a ascender, como muestra la Figura 1.3, y cuando
ésta es superior a la de la aurı́cula izquierda (derecha) provoca el cierre de la válvula
mitral (tricúspide). Durante un intervalo de tiempo, aproximadamente de 0.02 a 0.03s,
todas las válvulas se mantienen cerradas lo cual provoca que no ocurran variaciones en
el volumen ventricular. A este intervalo se le conoce como contracción ventricular iso-
volumétrica.
6

Cuando la presión ventricular izquierda se eleva ligeramente por encima de los 80 mm
Hg (y la presión ventricular derecha ligeramente por encima de los 8 mm Hg), las pre-
siones ventriculares impulsan la apertura de las válvulas sigmoideas [17]. Es decir, para
abrir la válvula aórtica (pulmonar) se necesita que la presión ventricular venza la presión
mı́nima que alcanza la aorta (arteria pulmonar), clı́nicamente este valor recibe el nombre
de presión diastólica. A partir de este momento la sangre comienza a ser expulsada hacia
la aorta (arteria pulmonar), durante el primer tercio del periodo de expulsión el volumen
de sangre que atraviesa la válvula sigmoidea es mayor de lo que puede fluir a través de la
arteria, lo que provoca que tanto la presión aórtica (pulmonar) como la intraventricular
continúen aumentando hasta un valor máximo, denominado presión sistólica y que es
aproximadamente de 120 mm Hg (25 mm Hg).
Una vez alcanzado este valor máximo, el flujo de sangre disminuye paulatinamente,
generando un declive en el volumen expulsado y la presión ventricular; cuando la presión
en la aorta (arteria pulmonar) supera la ventricular, se cierran las válvulas aórtica (pul-
monar), y comienza la diástole ventricular. Desde que se cierran las válvulas sigmoideas
hasta que se abren las auriculoventriculares, el volumen de sangre del ventrı́culo (volu-
men residual) no varı́a, pero la presión ventricular continúa disminuyendo hasta el grado
de hacerse inferior a la auricular, y provocar la apertura de la válvula mitral (tricúspide).
Como durante la sı́stole ventricular las válvulas aurı́culoventriculares estuvieron cerradas,
las aurı́culas acumularon sangre y debido únicamente al pequeño gradiente de presión
es que el ventrı́culo inicia su llenado rápido . Posteriormente, sólo la sangre procedente
de las venas que pasa directamente al ventrı́culo continúa el llenado, pero como antes
se mencionó y se puede constatar en la Figura 1.3, este gradiente de presión es pequeño
lo que caracteriza un llenado lento. A esta fase media de la diástole se le conoce como
diastasis.
Cerca del final de la diástole ventricular, cuando la válvula mitral (tricúspide) se en-
cuentra abierta y la válvula aórtica (pulmonar) cerrada, la aurı́cula izquierda (derecha)
se contrae impulsando sangre hacia el ventrı́culo izquierdo (derecho); completando el
llenado ventricular para comenzar de nuevo el ciclo. Sin embargo, esta contracción no es
esencial para el funcionamiento del corazón; ya que, éste tiene una capacidad de bombear
entre un 300 y 400 % más de lo que el organismo necesita y la función de las aurı́culas
como bombas sólo contribuyen a aumentar la eficacia del bombeo ventricular hasta un
25 % [17]. También resulta conveniente añadir que la onda a, en la curva de presión au-
ricular de la figura , se eleva entre 4 y 6 mm Hg durante la contracción auricular derecha,
mientras que la presión de la otra aurı́cula se eleva entre 7 y 8 mm Hg, aproximadamente.
7

La mayorı́a de los estudios de mecánica cardı́aca se han enfocado en el ventrı́culo
izquierdo, pero muchas de las conclusiones importantes aplican igualmente al ventrı́cu-
lo derecho [30]. Es el caso de los acontecimientos que ocurren en el corazón derecho,
los cuales son perfectamente descritos, al menos cualitativamente, por la Figura 1.3.
Cabe hacer notar que la apertura y cierre de las válvulas está registrado por la sexta
curva donde el primer tono se refiere al sonido producido por el cierre de las válvulas
aurı́culoventriculares y el segundo tono al ruido que se produce debido al cierre de las
válvulas aórtica y pulmonar. Es muy importante que el lector estudie con detalle la curva
de variaciones de la presión en el ventrı́culo izquierdo, ya que en el Capı́tulo 3 será em-
pleada para modelar la bomba del corazón.
Figura 1.3: Acontecimiento del ciclo cardı́aco referido a la función del ventrı́culo izquierdo
[17]
En resumen, los hechos que ocurren desde el cierre de las válvulas A-V hasta que
nuevamente se cierren estas válvulas se conocen como ciclo cardı́aco. La diástole se
8

compone de un periodo de relajación isovolumétrica, una fase de llenado rápido, diastasis
y otra de llenado tardı́o, que coincide con la sı́stole auricular. Mientras que la sı́stole
comprende la contracción isovolumétrica y la fase de expulsión (veáse Figura 1.3 ). Ahora
bien, con una visión más clara sobre como la estructura de cada subsistema le permite
realizar su función especı́fica, en la siguiente sección finalmente presentaremos el esquema
general de la circulación de la sangre.
1.1.4. Circulación Sanguı́nea
Desde William Harvey se sabe que la sangre recorre un circuito cerrado, razón por la
cual al movimiento de la sangre en el organismo se le denomina circulación sanguı́nea.
Considerando una célula de sangre ubicada en el ventrı́culo izquierdo, a continuación
describiremos la trayectoria que sigue hasta completar el circuito.
Debido a la contracción ventricular, la célula sanguı́nea es impulsada a la aorta y a
partir de ésta se mueve a través del sistema arterial hasta los capilares, donde la célula
cargada de O2 lo intercambia por CO2 con algún tejido del cuerpo. Después de haber
recorrido el lecho capilar, la célula de sangre llega a las venas que la conducen a la
aurı́cula derecha por medio de las venas cavas superior e inferior.
De la aurı́cula derecha la célula desoxigenada pasa al ventrı́culo derecho, que la impul-
sa, por su contracción, a la arteria pulmonar y de allı́ a cualquiera de los dos pulmones.
En los capilares alveolares pulmonares la célula se oxigena a través de un proceso cono-
cido como hematosis y se reconduce al corazón por las cuatro venas pulmonares que
terminan en la aurı́cula izquierda. De la aurı́cula izquierda la célula sanguı́nea pasa al
ventrı́culo izquierdo, terminando ası́ el circuito.
Desde una perspectiva mecánica cada mitad del corazón actúa como una bomba
pulsátil acoplada a la otra: la derecha, impulsa sangre desoxigenada a los pulmones,
y la izquierda, propulsa sangre oxigenada a los tejidos. De donde se distinguen dos
circulaciones:
la circulación sistémica que comprende: el ventrı́culo izquierdo, la aorta y todas
las arterias que de ella se originan, los capilares y las venas que conducen la sangre
a la aurı́cula derecha;
la circulación pulmonar que comprende: el ventrı́culo derecho, la arteria pulmonar
y sus ramas, los capilares pulmonares, las venas pulmonares y la aurı́cula izquierda.
9

Figura 1.4: Circulación sistémica y pulmonar
En la Figura 1.4 en la zona sombreada se puede observar esquemáticamente la circu-
lación pulmonar tambı́en conocida como circulación menor, mientras que el resto de la
circulación corresponde a la sistémica o también llamada cirulación mayor.
1.2. Algunas Enfermedades Cardiovasculares
Esta sección está dedicada a dar rasgos generales acerca de las enfermedades car-
diovasculares que más ı́ndices de mortalidad tienen en todo el mundo. Además de que
dicho planteamiento nos permitirá en el siguiente apartado comprender la problemática
económico-social a las que conllevan estas enfermedades.
10

1.2 Algunas Enfermedades Cardiovasculares 11
1.2.1. Hipertensión
La presión arterial es la fuerza que el corazón, por su efecto impelente, y los vasos
arteriales, por su elasticidad, ejercen sobre la sangre para hacerla circular [10]. Cuando
se dice que una persona tiene hipertensión (o “tensión arterial alta”), se quiere decir que
la tensión arterial media de esa persona es mayor que la del lı́mite alto de normalidad
aceptada [16]. En el adulto normal se considera que hay hipertensión si las cifras se en-
cuentran permanentemente por encima de 140/90 mm Hg 3
.
La hipertensión causa sus efectos letales en tres formas principales: (1) exceso de
carga de trabajo sobre el corazón que conduce al desarrollo prematuro de insuficiencia
cardı́aca, enfermedad coronaria o ambas, lo cual lleva a un ataque cardı́aco con frecuencia
mortal. (2) La alta presión a menudo hace estallar algún vaso sanguı́neo importante en
el cerebro. Cuando esta sangre se coagula produce la muerte de porciones importantes
del cerebro; esto es un infarto cerebral. Recibe el nombre clı́nico de “apoplejı́a”. Una
apoplejı́a puede causar parálisis, demencia, ceguera o múltiples transtornos cerebrales de
otra naturaleza, que dependen de la parte del cerebro infartada. (3) La presión muy alta
casi siempre ocasiona hemorragias múltiples en los riñones que destruyen muchas áreas
del riñón y produce insuficiencia renal, uremia y en última instancia la muerte [16].
1.2.2. Insuficiencia Cardı́aca
La falla cardı́aca es un sı́ndrome clı́nico complejo que puede resultar de cualquier al-
teración funcional o estructural que dañe la capacidad del ventrı́culo a llenarse y eyectar
sangre4
. La causa habitual es la disminución de la contractilidad del miocardio debida
a disminución en el flujo coronario, aunque la dificultad para el bombeo puede también
originarse por daño a las válvulas cardı́acas, presión externa circudante al corazón, defi-
ciencia vitamı́nica, enfermedad primaria del músculo cardı́aco o cualquier otra anomalı́a
[16]. Las causas de mortalidad en pacientes con insuficiencia cardı́aca son principal-
mente: la muerte súbita, insuficiencia cardı́aca progresiva, tromboembolismo pulmonar
o sistémico, pero hay un porcentaje de causas no cardı́acas.
3
La presión arterial en el adulto, registrada en el brazo y en posición supina, debe definirse clı́nica-
mente con dos cifras: la máxima y la mı́nima (Max/min) [10], donde la máxima es la presión sistólica y
la mı́nima, la diastólica.
4
Definición de el Colegio Americano de Cardiologı́a(CAC) y de la Asociación Americana del
Corazón(AAC) [29]
11

1.2.3. Accidentes Cerebrovasculares
Los accidentes cerebrovasculares son un sı́ndrome clı́nico que se caracteriza por el
inicio agudo de deficiencias neurológicas focales causadas por una anormalidad en la cir-
culación cerebral [24]. La causa de la mayor parte de los accidentes vasculares son placas
arterioscleróticas presentes en una o más ramas de las arterias que irrigan al cerebro. Por
lo general, la placa activa el mecanismo de coagulación sanguı́nea produciendo un coágu-
lo que ocluye la arteria y por tanto ocasiona una pérdida aguda de la función cerebral
en una región circunscrita. Casi en una cuarta parte de las personas que presentan acci-
dente vascular cerebral la causa es hipertensión arterial excesiva que rompe algún vaso
sanquı́neo; se produce entonces hemorragia que comprime localmente el tejido cerebral
[16].
1.3. Importancia de la Modelación Matemática del
Sistema Cardiovascular
De acuerdo a la Organización Mundial de la Salud (OMS) la principal causa de muerte
en todo el mundo son las enfermedades cardiovasculares. Más aún, se predice que esta
situación no cambiará en el futuro, pues 17,1 millones de personas fallecieron por esta
razón en 2004 y se preveé que en 2030 está cifra se incremente en cerca de 23,6 millones
de personas5
.
Sólo en la República Mexicana, según estadı́sticas del Sistema Nacional de Informa-
ción de Salud, se sabe que en 2008 murieron por esta causa 122,925 personas, lo cual
representa un 22.8 % de todas las muertes registradas; 92,679 de esas muertes se debieron
a enfermedades del corazón, y 30,246 a las enfermedades cerebrovasculares6
.
También es importante señalar que el costo que tienen estas enfermedades es alto, lo
cual repercute tanto en el desarrollo socioeconómico nacional como el familiar. Puesto
que, los ingresos que dejan de percibir los pacientes y las familias de los pacientes au-
nado a los gastos en atención médica, provistos por los estados, socavan las micro y
macro economı́as. Otro dato estadı́stico de la OMS que resulta destacable, es que más
del 80 % de las defunciones causadas por las enfermedades cardiovasculares en el mundo
5
Nota informativa de la OMS en enero de 2011
6
Fuente:INEGI/Secretarı́a de Salud.DGIS, 2008. Elaborado a partir de base de datos de defunciones
2008 y CONAPO, 2006. Proyecciones de Población de México 2005-2050.
12

1.3 Importancia de la Modelación Matemática del Sistema Cardiovascular 13
se producen en los paı́ses de ingresos bajos y medianos; en los cuales además las car-
diopatı́as, los accidentes cerebrovasculares y la diabetes sacarina reducen entre 1 % y
5 % el producto interno bruto. Sin embargo, los paı́ses primer mundistas no se salvan
de este problema, ya que es conocido que la insuficiencia cardı́aca es uno de los princi-
pales problemas de salud pública, junto con la diabetes y la obesidad como enfermedades
con un futuro impacto epidemiológico de gran trascendencia para los costos de salud [29].
Todo lo anterior nos permite entender porque la comprensión de los mecanismos
involucrados en la aparición y evolución de las enfermedades que afectan al Sistema Car-
diovascular representa y ha representado uno de los retos más grandes a estudiar. En
efecto, pues el desarrollo de tratamientos, que a su vez logran una significativa dismin-
ución en la morbimortalidad asociada a ellas, contribuye a resolver dicha problemática
económica-social.
Las múltiples investigaciones que existen al respecto evidencian que el procedimiento
general para predecir el comportamiento del sistema es modelar; es decir, se trata de
construir un sustito del mismo que lo imite estructural o funcionalmente. El por qué de
esta elección es que representa una alternativa a los complejos estudios in vivo, sea por
dificultad técnica o por el riesgo sobre el paciente.
Estos se clasifican en dos, los materialmente construı́dos y los matemáticos. Y pese
a que ambos modelos han demostrado ser una herramienta útil para comprender los
fenómenos biológicos y fı́sicos implı́citos en la fisiologı́a y fisiopatologı́a de este sistema;
los modelos matemáticos son una mejor opción por dos razones. En primer lugar porque
tratan fundamentalmente de relaciones cuantitativas y formas espaciales, abstrayéndolas
de todas las propiedades de los objetos [1]. Lo cual los hace muy generales. En segundo
lugar, pues dada su generalidad son fácilmente adaptados a los cambios en las propiedades
del sistema, lo cual contribuye a una gran economı́a de esfuerzo y recursos.
13

14

Capı́tulo 2
Conceptos y principios fı́sicos que
rigen a la circulación sanguı́nea
2.1. Algunos conceptos hemodinámicos
Después de haber señalado los principales aspectos de la anatomı́a y fisiologı́a del
Sistema Cardiovascular, es necesario estudiar ahora algunas cuestiones de la fı́sica del
sistema real. Para ello, en primer lugar, es conveniente destacar la relación tan estrecha
que ha surgido entre fı́sica y medicina; como se puede observar si consideramos la descrip-
ción de la circulación sanguı́nea en cada corazón, también conocida como ciclo cardı́aco
(veáse Sección 2.1.3), donde los términos de presión, gradiente de presión y volumen jue-
gan un papel trascendental. Comenzaremos esta sección definiendo formalmente estos
conceptos, puesto que serán la base fundamental para la construcción de las analogı́as
entre parámetros hemodinámicos y eléctricos.
Definición 2.1. Al volumen (V ) de sangre que pasa por unidad de tiempo a través del
área de una sección transversal en una localización cualquiera del circuito cardiovascular
se le llama flujo de volumen (Q):
Q =
dV
dt
. (2.1)
En particular, se define gasto cardı́aco a la cantidad de sangre bombeada por cada uno
de los ventrı́culos en cada minuto.
Las fuerzas que contribuyen al flujo sanguı́neo son la gravitacional y las fuerzas de
gradiente de presión. La presión en un vaso sanguı́neo varı́a de punto a punto. La tasa
15

16 Capı́tulo 2 Conceptos y principios fı́sicos que rigen a la circulación sanguı́nea
de cambio de presión con respecto a la distancia en una dirección especı́fica es el gra-
diente de presión en esa dirección. La presión por si misma no causa que la sangre se
mueva; el gradiente de presión sı́. Por otro lado las fuerzas que se oponen al flujo san-
guı́neo, son las fuerzas de tensión debido a la viscosidad de la sangre y a las turbulencias.
Definición 2.2. El término tensión se usa para referirse a la fuerza que actúa sobre una
superficie dividida por el área de la superficie. La tensión que actúa en cualquier super-
ficie puede ser resuelta en dos componentes: la tensión tangencial, que es la componente
tangente a la superficie, y la tensión normal, que es la componente perpendicular (e.d
normal) a la superficie. La presión es una tensión normal. Una presión positiva es con-
siderada como una tensión normal negativa. Una tensión normal positiva es un esfuerzo
de tracción.
2.1.1. Resistencia vascular
El objetivo principal del sistema cardiovascular es la de impulsar y conducir el vo-
lumen de sangre necesario para el funcionamiento adecuado de los diferentes territorios
corporales [25]. El sistema arterial, venoso y capilar puede definirse como una red com-
pleja de tubos elásticos ramificados, que tras recibir la sangre procedente de las contrac-
ciones rı́tmicas del corazón consigue que la sangre fluya.
En la búsqueda de un modelo que estudie el comportamiento de la sangre se hace
necesario recurrir a una simplificación importante y considerarla como un fluido incom-
presible newtoniano libre, que se mueve lentamente en un tubo cilı́ndrico de radio fijo
r. En efecto, bajo estas condiciones la dinámica de la sangre está regida por el siguiente
sistema de ecuaciones1
:
∇ · −
→
u = 0 (2.2)
∇P = η∆−
→
u , (2.3)
donde −
→
u (x(t), y(t), z(t)) = (u(x, y, z), v(x, y, z), w(x, y, z)) es el vector de velocidad de
la sangre, η es el coeficiente de viscosidad y P es la presión del fluido.
1
La ec. (2.2) es conocida como condición de incompresibilidad para fluidos libres mientras que la ec.
(2.3) forma parte de las ecuaciones de Stokes que se obtienen al linealizar las ecuaciones incomprensibles
de Navier-Stokes para estados fijos.
16

2.1 Algunos conceptos hemodinámicos 17
Asumiendo que los componentes transversales de la velocidad son considerablemente
reducidos, es decir, suponiendo que el flujo es enteramente longitudinal y que la presión
P depende sólo de x y t; el sistema (2.2)-(2.3) se reduce a dos ecuaciones:
∂u
∂x
+
∂u
∂y
+
∂u
∂z
= 0, (2.4)
∂P
∂x
= η(
∂2
u
∂x2
+
∂2
u
∂y2
+
∂2
u
∂z2
). (2.5)
Bajo el supuesto que las paredes del tubo son rı́gidas y la presión es la única fuerza
que se transfiere directamente a lo largo del tubo, la velocidad no cambia con la posición
x a lo largo del tubo, sólo con la posición transversal del tubo, es decir, u depende
únicamente de y, z, y t.
∂u
∂y
+
∂u
∂z
= 0, (2.6)
∂P
∂x
= η(
∂2
u
∂y2
+
∂2
u
∂z2
). (2.7)
Experimentalmente se ha comprobado que cuando un fluido viscoso está en contacto
con un sólido, las partı́culas del fluido se adhieren a la superficie del cuerpo. Luego tiene
sentido establecer como condición de contorno que la velocidad en las paredes del tubo
cilı́ndrico, con radio r = ro, es cero y empleando la transformación:
z = rcosθ, y = rsenθ, x = ro (2.8)
se tiene que
∂u
∂y
+
∂u
∂z
= 0, (2.9)
η(
1
r2
∂2
u
∂θ2
+
∂2
u
∂r2
+
1
r
∂u
∂r
) =
∂P
∂x
. (2.10)
Si asumimos que el flujo es simétrico axialmente entonces la velocidad u es independiente
de θ y la ecuación (2.10) se reduce a
1
r
∂
∂r
(r
∂u
∂r
) =
1
η
∂P
∂x
= ∆P, (2.11)
donde ∆P es el gradiente de presión axial a lo largo del vaso. Note también que ∆P
debe de ser constante, independiente de r y x.
17

Sea la constante A el área transversal del tubo rı́gido de radio ro con frontera ∂A.
Buscando una solución del sistema (2.4)-(2.5) con u(r, θ, t)=0 sobre ∂A, r = ro se obtiene
que:
u(r) =
−∆P
4η
(r2
o − r2
). (2.12)
El esfuerzo por el rozamiento que genera el flujo axial entre las capas de la sangre,
debido a la viscosidad, se puede evaluar con la siguiente ecuación:
Q =
Z ro
0
2πru(r)dr =
π∆Pr4
o
8η
. (2.13)
Esta relación entre el flujo total del fluido y el gradiente de presión axial recibe el
nombre de ley de Poiseuille, en honor del fı́sico francés Jean Poiseuille quien en 1842
publicó sus estudios sobre flujo a través de los tubos capilares de vidrio.
Analizando la ecuación (2.13) se observa que el flujo sanguı́neo y el coeficiente de
viscosidad son inversamente proporcionales, es decir, cuando mayor sea la viscosidad
existirá un menor flujo en un vaso. Uno de los factores más importantes que afectan la
viscosidad es el hematrócrito, porcentaje de sangre que corresponde a las células, pues se
sabe la viscosidad sanguı́nea como función del hematrócrito aumenta al incrementar la
proporción de eritrocitos.2
La concentración y los tipos de proteı́nas del plasma también
producen variaciones de la viscosidad, aunque esta dependencia resulta insignificante en
relación con el efecto del hemátrocrito.
De la ecuación de Poiseuille también se implica que a pequeños aumentos del radio
de un vaso se produce un incremento considerable del flujo sanguı́neo, en efecto, por ser
la cuarta potencia del radio directamente proporcional al flujo.
2.1.2. Compliancia vascular
En el primer capı́tulo cuando se describieron histólogicamente los vasos sanguı́neos,
se hizo notar que estos conductos no son rı́gidos -lo cual fue una hipótesis importante
para la obtención de la ley de Poiseuille aplicada a los circuitos hemodinámicos-; más
aún, se hizo incapié en lo trascendental que resultan sus propiedades elásticas y muscu-
lares, basta mencionar que debido a que las arterias proximales al corazón son elásticas
2
Se consideran los eritrocitos porque son las células que más abundan en la sangre.
18

2.2 Analogı́a con los circuitos eléctricos 19
permiten que el flujo sea continuo aun cuando en diástole las bombas cardı́acas no im-
pulsen sangre a los sistemas arteriales. Ası́ buscando un modelo que mejor se aproxime
al sistema real, en 1899 el fisiólogo Otto Frank sugirió asumir una relación lineal entre la
presión de distensión y el volumen existente dentro de las arterias cercanas al corazón.
Al respecto resulta conveniente definir los conceptos de elastancia y compliancia
vascular, los cuales nos permiten un estudio de la mecánica del aparato cardiovascular.
Definición 2.3. La elastancia (Ep) vascular se puede definir a través de la relación
entre los cambios de presión (∆P) y el volumen (V ), por la expresión:
Ep =
∆P
V
. (2.14)
La elastancia puede considerarse como el parámetro que representa el grado de rigidez.
Definición 2.4. La compliancia (C) de una cámara vascular, término inverso de la
elastancia, es la constante que relaciona al volumen (V ) con las variaciones de presión
(∆P), por la ecuación:
C =
V
∆P
. (2.15)
Los anteriores conceptos nos permiten señalar que la diferencia básica entre el sistema
arterial y el venoso radica en que las arterias presentan un comportamiento más rı́gido,
mientras que las venas tienen una gran compliancia [4].
2.2. Analogı́a con los circuitos eléctricos
Al escribir la ecuación de Poiseuille como:
Q =
∆P
R
, (2.16)
donde R es la resistencia vascular, se obtiene un análogo a la ley de Ohm. Nótese que
tiene sentido que el inverso de la constante de proporcionalidad entre el flujo y el gra-
diente de presión se denomine como una resistencia puesto que depende de la viscosidad
sanguı́nea y el radio del vaso, factores que como se ha escrito anteriormente dificultan el
flujo sanguı́neo a lo largo de todo el interior del vaso.
19

Figura 2.1: Analogı́a entre circuitos eléctricos y hemodinámicos [31]
Como se mencionó en el capı́tulo anterior debido a lo permeable que son las pare-
des de los capilares permiten el intercambio de nutrientes y residuos celulares entre los
tejidos y la sangre, y cabe hacer notar que esto consigue que los órganos se mantengan
vivos. Otro hecho sorprendente que encontramos en esta maquinaria de la circulación
es la disposición en paralelo de los órganos (excepto el corazón), como se muestra en la
Figura 2.1, lo cual permite que en caso de que exista una falla con la red vasal que permea
a dicho órgano no repercuta en el funcionamiento de los demás. De igual manera, en el
organismo nos encontramos sı́miles con circuitos de resistores en serie; basta ejemplificar
esto con el circuito pulmonar, en donde toda la sangre que corre en la circulación pasa
por los pulmones.
La analogı́a establecida con la ley de Ohm aunada a las disposiciones en serie y
paralelo de los tubos vistos como resistores, ha permitido aplicar los mismos principios
utilizados para las resistencias eléctricas a la hemodinámica. En aquellos circuitos vas-
culares donde aparece un sistema de resistencias en serie la resistencia total es la suma
de las resistencias parciales, esto es
Rt = R1 + R2 + ... + Rn. (2.17)
En aquellos territorios donde existe un sistema de resistencias en paralelo, sabemos que
20

2.2 Analogı́a con los circuitos eléctricos 21
la suma de los recı́procos de las resistencias parciales es igual al recı́proco de la resistencia
total. Entonces
1
Rt
=
1
R1
+
1
R2
+ ... +
1
Rn
. (2.18)
Es fácil vericar la siguiente proposición:
Proposición 2.5. Sea {R1, ..., Rn} un sistema de tubos en paralelo, entonces
RT ≤ Rm; Rm = min{R1, ..., Rn}, RT = R1 + ... + Rn. (2.19)
Demostración. Basta con emplear la relación
R =
8η
πr4
, (2.20)
y utilizar que la suma de las áreas transversales de todos los tubos en el sistema, es mayor
que el área de cualquiera de ellos, en particular la del tubo con mayor área: AM ≤ AT ;
AM = max{A1, ..., An}, AT = A1 + ... + An.
El área de los vasos de la circulación arterial se puede equiparar a un cono y la del
sistema venoso a otro. Ambos se unen teóricamente por sus bases, que a este nivel estarı́an
representados con los capilares [10]. La anterior abstracción nos permite entender como
conforme los vasos sanguı́neos se alejan del corazón el área total transversal aumenta
hasta alcanzar la red capilar. No obstante, es en los capilares donde la resistencia vascular
es mayor. Esto se debe a que conforme los vasos se alejan del corazón se ramifican,
produciendo que el haz de luz y el grosor de sus paredes disminuye progresivamente
hasta alcanzar la sección capilar. Luego analizando la relación
R =
8η
πr4
o
(2.21)
tenemos que la resistencia es mayor en los capilares.
Recordando la relación algo más directa de los condensadores con la tensión, es decir,
C = q/E, donde C es la capacitancia, q es la carga en cada placa del condensador, y E
es el voltaje a través de ella. Se puede establecer una analogı́a de la compliancia vascular
con el término eléctrico de capacitancia. Ası́ como las dimensiones de la vascularidad
influencian ambos flujos sanguı́neos (axial y radial), por el camino de sus propiedades
resistivas, también lo hacen por medio de sus propiedades de elastancia y compliancia al
21

contener volumen sanguı́neo.
En base a lo anterior, a continuación se resumen en una tabla las analogı́as entre las
variables hemodinámicas y los parámetros eléctricos.
Parámetros Cardiovasculares Análogos en Circuitos Eléctricos
P=presión (mm de Hg.) E=voltaje (volt)
V =volumen (ml) q=carga (culombios)
Q = dV
dt
=flujo (ml/seg) i = dq
dt
=intensidad (amperios)
C = V
∆P
=compliancia C = q
E
=capacitancia
(ml/mm Hg.) (faradios)
R = ∆P
Q
=resistencia vascular R = E
i
=resistencia eléctrica
(mm Hg · s/ml) (ohmios)
Cuadro 2.1: Analogı́as entre Parámetros Cardiovasculares y Circuitos Eléctricos.
Finalmente, cabe recordar que aplicada a cualquier región del espacio, el principio de
conservación de masa significa que cualquier flujo que entra debe salir [11]. Si el flujo se
limita a los vasos sanguı́neos, entonces se obtiene que la cantidad de sangre que pasa, en
un momento dado, por una sección del sistema circulatorio es igual a la que atraviesa, en
el mismo tiempo, cualquier otra sección del sistema [10]. Lo anterior es una regla similar
a la ley de Kirchhoff de circuitos eléctricos: En cualquier nodo la suma de la corriente
que entra a un nodo debe de ser igual a la suma de corrientes que sale del nodo (veáse
Apéndice A).
22

Capı́tulo 3
Modelado Matemático del Sistema
Cardiovascular
3.1. Antecedentes
Las investigaciones recientes sobre el comportamiento global del Sistema Cardiovas-
cular o sobre cualquier sección de éste, se realizan mediante la construcción de modelos
que pueden ser matemáticos o fı́sicos. Un modelo matemático asume un sistema de ex-
presiones abstractas para representar el comportamiento de las componentes del sistema.
La respuesta del sistema real es comparada con la solución al conjunto de ecuaciones y
utilizada para mejorar el modelo. Por otra parte, los modelos fı́sicos emplean análogos
reales, eléctricos o mecánicos, de los diferentes elementos que constituyen al Sistema
Cardiovascular y cuyas relaciones constitutivas están bien establecidas.
Los análogos mecánicos se han utilizado satisfactoriamente en el estudio de órganos y
válvulas artificiales y también en experimentos in vitro donde la actividad de un órgano
se estudia cuando se conecta con una réplica de un complemento real; tal es el ca-
so del preparado cardiopulmonar de Ganong (1994) [14]. Otros han elaborado modelos
parciales para estudiar un fenómeno particular, como el modelo de Jaron (1988), para
evaluar el efecto de la aceleración sobre la circulación, o el modelo de Ursino (1990),
para analizar la regulación cerebrovascular [4]. Bustamante (1995) emplea su modelo
para evaluar el efecto de los parámetros que caracterizan las estructuras cardı́acas so-
bre los flujos transvalvulares. Entre los modelos orientados a la docencia se encuentra
el Dynasim (Bustamante et al., 2003), el cual se presenta en la Figura 3.1. Además
estos modelos mecánicos se caracterizan por emplear elementos hidraúlicos como susti-
23

24 Capı́tulo 3 Modelado Matemático del Sistema Cardiovascular
Figura 3.1: En la figura A aparece el análogo mecánico Dynasim con los dos circuitos
circulatorios y en la figura B la cámara ventricular de este modelo [3]
.
tutos de los elementos reales del sistema. En el caso particular del modelo Dynasim, el
corazón se modela por una bomba de desplazamiento positivo, donde los sı́miles con las
válvulas y la contracción muscular cardı́aca son aire comprimido y válvulas de retención;
otras analogı́as son empleadas en este modelo, sin embargo no son tópico en esta revisión.
Los análogos eléctricos representan los diferentes elementos que constituyen al sis-
tema por medio de elementos eléctricos como resistencias, capacitancias, inductancias y
diodos [14]. En los últimos años la modelación del Sistema Cardiovascular o cualquier
sección de éste se ha construido en base a dos teorı́as: la de lı́neas de transmisión, donde
se emplean parámetros dependientes del espacio y del tiempo, por lo cual también se les
denominan distribuidos; y la de parámetros empaquetados o “lumped”, los cuales ignoran
la dependencia espacial de las variables permitiendo dividir al Sistema Cardiovascular
en pocos segmentos y cuyos parámetros fı́sicos se pueden concentrar en un bloque [3, 14].
3.1.1. Lı́neas de transmisión
Las lı́neas de transmisión son los elementos más comunes que conforman las redes
eléctricas. En conjunto, estos elementos constituyen las arterias a través de las cuales
fluye la energı́a eléctrica desde los centros de generación hasta los centros de consumo
24

3.1 Antecedentes 25
[9]. El modelo matemático de la lı́nea de transmisión, que se muestra en la Figura 3.2,
consiste en el siguiente sistema de dos ecuaciones1
:
−
∂u(x, t)
∂x
= Ri(x, t) + L
∂i(x, t)
∂t
(3.1)
−
∂i(x, t)
∂x
= Gu(x, t) + C
∂u(x, t)
∂t
, (3.2)
donde R es la resistencia, L es la inertancia, C es la capacitancia y G la conduc-
tancia. Donde u e i son funciones del tiempo t y del espacio x que denotan la caı́da de
tensión y el flujo de corriente a lo largo de la lı́nea de transmisión.
La solución de dicho sistema de ecuaciones, sin escribir la dependencia armónica del
tiempo ejwt
, es:
u(x) = A1eγx
+ A2e−γx
(3.3)
i(x) =
−A1eγx
+ A2e−γx
Zo
, (3.4)
donde
γ2
= (α + jβ)2
= (R + JwL)(G + JwC) (3.5)
Zo =
R + JwL
γ
. (3.6)
A1 y A2 son constantes conocidas y se calculan conociendo la tensión y la corriente en
algún punto de la lı́nea o impedancia que se conecta en el punto extremo.
Los modelos hemodinámicos distribuidos del sistema arterial están usualmente basa-
dos en las ecuaciones linearizadas de Navier-Stokes y en la ecuación de continuidad. En
base al anterior capı́tulo se puede asegurar la existencia de la analogı́a entre la tensión
en un punto de la lı́nea con la presión en la arteria, y entre la corriente y el flujo. Lo cual
implica que estas ecuaciones son análogas a las ecuaciones del telegrafista y justifica el
hecho de poder modelar el sistema cardiovascular basándonos en los conceptos básicos
de lı́neas de transmisión [3, 14].
1
En la literatura estas ecuaciones son conocidas como ecuaciones del telegrafista
25

Figura 3.2: Trozo de lı́nea de transmisión [27]
3.1.2. Modelos Empaquetados
Pese a que en la literatura son muchos los modelos relacionados con el Sistema Cardio-
vascular, que han seguido la lı́nea de los modelos empaquetados, el Modelo de Windkessel
resulta ser el modelo más citado. La razón de esto es que fue el primero en introducir
componentes elásticas para simular partes del sistema, lo cual ha permitido una mejor
aproximación al aparato real. Además de que a pesar de ser un modelo muy simple que
suprime la mayorı́a de variables, puede encontrarse en textos de fisiologı́a recientes como
un modelo representativo del sistema arterial.
Modelo de Windkessel
Análogo empaquetado resistivo-capacitivo descrito por el fisiólogo Otto Frank. Él
sugirió representar la aorta y las partes próximas de las grandes ramas de la aorta
por una cámara de aire elástica, con una presión uniforme y volumen interno que es
linealmente proporcional a esta presión. Y asumió que el resto del sistema de circulación
puede ser remplazada por una resistencia lineal. Es decir, considero a la aorta como un
vaso de compliancia y a los restantes vasos sanguı́neos como vasos de resistencia2
, y
finalmente empleando el hecho de que el flujo se conserva se obtiene:
2
En [19], Hoppensteadt y Peskin llaman vasos de compliancia a aquellos vasos sanguı́neos que satis-
facen la relación 2.15 y vasos de resistencia a aquellos que cumplen la relación 2.16.
26

3.1 Antecedentes 27
Figura 3.3: Modelo de Windkessel [14]
dV
dt
= C
dP
dt
+
P
R
. (3.7)
Considerando que durante la sı́stole hay un flujo sanguı́neo adicional desde el corazón
hasta la cámara de aire se tiene:
Qin = C
dP
dt
+
P
R
, (3.8)
donde Qin es el gasto cardı́aco, C la capacitancia del sistema y R la resistencia periférica.
Cuando la tasa de flujo dentro de la aorta es conocido, la solución a la ecuación (3.7)
se expresa en la forma:
P(t) = Poe− t
RC +
1
c
Z t
0
e( τ−t
RC
)
Qin(τ)dτ, (3.9)
donde el primer término del lado derecho corresponde a la solución homógenea de la
ecuación.
El anterior modelo es un ejemplo de como la teorı́a de parámetros empaquetados se
emplea para la investigación de un aspecto especı́fico, en ese caso el estudio del sistema
arterial. Sin embargo, también esta teorı́a nos permite estudiar la circulación sanguı́nea
de forma global; como se puede constatar con el siguiente modelo.
27

Figura 3.4: Modelo de Mungumuru y Roe [14]
Modelo de Mungamaru y Roe
Mungamaru y Roe basándose en la ecuación de Hagen-Poiseuille plantean una mod-
ificación del publicado por Strong 30 años antes, obteniendo el análogo empaquetado
resistivo de la Figura 3.4.
Como se observa en la figura los corazones se representan mediante fuentes de volta-
jes colocadas en serie, V1 y V2 son el análogo eléctrico de las diferencias de presión a
través de la acción de bombeo del ventrı́culo izquierdo y el ventrı́culo derecho, R1 es la
resistencia equivalente total de la circulación pulmonar, R2 es la resistencia de varias ar-
terias cercanas a los tejidos, R3 es la resistencia de varias venas alejándose de los tejidos,
R4...Rn representan la resistencia de varias arteriolas [14].
28

3.2 Descripción del modelo fı́sico 29
3.1.3. Justificación para el Planteamiento de Otro Modelo
Cuando comenzamos con esta investigación nos dimos cuenta de que las lı́neas prin-
cipales que se han seguido en el estudio de la circulación sanguı́nea son dos: (1) la cons-
trucción de circuitos eléctricos que imitan al Sistema Cardiovascular funcionalmente y
(2) el planteamiento de modelos hemodinámicos. En este sentido los modelos fı́sicos han
conseguido superar en número y resultados a los modelos matemáticos. Aunque como
se mencionó en la Sección 1.3. estos modelos poseen la desventaja de ser muy costosos;
además de que es innegable el papel que las matemáticas han jugado en la fisiologı́a,
basta recordar los nombres de Hodgkin, Huxley, Fitzhugh Nagumu, Ramón y Cajal; y
su gran aporte hacia el estudio eléctrico del corazón.
Es con esta perspectiva que este trabajo viene ha intentar colaborar con la proble-
mática existente en nuestros dı́as acerca de la falta de investigaciones matemáticas al
respecto.
En la introducción de esta tesis, se escribió que el método que hemos considerado para
estudiar la circulación sanguı́nea de una forma global consiste en establecer un análogo
eléctrico del Sistema Cardiovascular, en base al cual aplicando las leyes de Kirchhoff nos
permita plantear un modelo matemático. Y pese a que por todo lo que hasta este punto
se ha escrito, pudiera parecer una metodologı́a evidente. Resulta que en la literatura no
aparece nada a este respecto. Sólo si revisamos la Sección 3.1.2, nos daremos cuenta que
la obtención y la solución del modelo se puede realizar de manera independientemente a
los conceptos de circuitos eléctricos. Más aún, en la revisión del planteamiento de Otto
Frank; nos encontramos que en las analogı́as establecidas entre los circuitos eléctricos y
parámetros cardiovasculares se utilizan únicamente porque permiten el uso de una com-
putadora análoga, lo que facilita la obtención de una solución para diferentes conjuntos
de parámetros.
3.2. Descripción del modelo fı́sico
En esta sección se construye el diagrama eléctrico del Sistema Cardiovascular, a partir
de la analogı́a establecida entre los elementos de los circuitos eléctricos y los parámetros
cardiovasculares, que con base en las leyes de Kirchhoff nos permitirá proponer y es-
tudiar un modelo dinámico simplificado de la circulación global. Es importante señalar
que dichas analogı́as se establecieron a partir de tomar un enfoque biomecánico donde
29

el sistema circulatorio sanguı́neo se piensa como un sistema hemodinámico; es decir, el
sistema se considera formado por el corazón, actuando como bomba, y por los vasos
sanguı́neos, actuando como conductos.
Además, el Sistema Cardiovascular se ha considerado dividido en ocho compartimien-
tos: corazones izquierdo y derecho; capilares, arterias y venas tanto pulmonares como
sistémicos. La circulación sanguı́nea en cada corazón relaciona las variables presión, vo-
lumen y elastancia como se estudió en el primer capı́tulo (Sección 1.2.3), y a partir
de ellas se modela al corazón. Los cuatro compartimientos, que corresponden a la dis-
tribución sanguı́nea a través de los sistemas arteriales y venosos, representan un circuito
vascular elástico con parámetros hidrodinámicos concentrados, los cuales caracterizan
las propiedades de los vasos sanguı́neos. Mientras que los compartimientos asociados a
la circulación sanguı́nea en los capilares pulmonares y sistémicos se modelan a partir de
la relación de Poiseuille para tubos cilı́ndricos rı́gidos y fluidos de viscosidad constante
e incomprensibles (veáse Sección 2.3).
Para su planteamiento hemos hecho las siguientes hipotesis:
1. La sangre se considera como un fluido newtoniano en régimen laminar.
2. Las venas y las arterias serán consideradas como vasos de compliancia mientras
los capilares como vasos de resistencia. Pese a que en la realidad todos los vasos
sanguı́neos poseen propiedades resistivas y de compliancia.
3. El circuito pulmonar es considerado en serie porque toda la sangre pasa por los
pulmones. En el caso de la circulación sistémica sabemos que está constituida
por numerosos circuitos diferentes en paralelo (Figura 1.4), una disposición que
permite las variaciones amplias en el flujo sanguı́neo regional sin cambiar el flujo
sistémico total. Sin embargo para fines de nuestro modelo supondremos que todos
los órganos están considerados en un solo compartimiento. Lo cual nos permite
plantear al circuito sistémico como otro circuito en serie.
4. Únicamente los ventrı́culos son considerados como las fuentes, debido a que las
paredes ventriculares son más importantes que las auriculares para la función de
bombeo del corazón.
5. Aunque cuantitativamente la curva de las variaciones de presión del ventrı́culo
derecho varı́a significativamente de la curva referida al ventrı́culo izquierdo (veáse
Figura 1.3), supondremos que cualitativamente son las mismas.
30

3.3 Modelo matemático del Sistema Cardiovascular 31
En base a las ideas expuestas hasta el momento es posible proponer al circuito RC,
que aparece en la Figura 3.5, como análogo eléctrico al Sistema Cardiovascular. Para
la lectura de dicho diagrama es necesario tomar en cuenta que las abrevituras de los
parámetros cardivasculares: R, C, Q (veáse Cuadro 2.1); se subindican con las letras s
y p para referirse a la circulación sistémica y a la pulmonar, respectivamente. Ahora
bien para diferenciar entre el sistema arterial y venoso se emplean los subı́ndices a y
v. De igual forma que para el modelo de Mungumuru y Roe, fuentes de voltaje
representan los ventrı́culos y empleando notación de los circuitos escribiremos ξCI y ξCD
para denotar las diferencias de presión a través de la acción de bombeo del ventrı́culo
izquierdo y el ventrı́culo derecho.
En lo que sigue consideraremos a cada una de las ramas, que corresponden respectiva-
mente a la circulación pulmonar y sistémica, como grandes compartimientos del Sistema
Cardiovascular. Denotaremos mediante vp y vs a funciones del tiempo t que miden el
volumen total de sangre en el instante t contenido en el comportimiento pulmonar y
sistémico, respectivamente. Al definir estas funciones estamos efectuando una simpli-
ficación importante del modelo ya que no estamos tomando en cuenta las variaciones
espaciales del volumen sanguı́neo a lo largo de cada una de las ramas del sistema.
3.3. Modelo matemático del Sistema Cardiovascular
En la búsqueda de un modelo dinámico es que estudiaremos al circuito con dos
baterı́as propuesto en la anterior sección empleando el análisis de circuitos. Debido a
que el circuito eléctrico propuesto (veáse Figura 3.5) es una trayectoria cerrada podemos
emplear la ley de la caı́da de voltajes en sentido de las manecillas del reloj y obtener que
∆P = dvp
dt
Rp + vp

1
Cpv
+ 1
Cpa

+ ξCI
+ dvs
dt
Rs + vs

1
Csv
+ 1
Csa

+ ξCD
= 0
(3.10)
Aplicando la segunda ley de Kirchhoff en el nodo A, ubicado entre el corazón izquier-
do y el capacitor que representa a las venas pulmonares, obtenemos una ecuación que
describe el balance del flujo sanguı́neo en el corazón:
Qp = Qs. (3.11)
31

Figura 3.5: Circuito eléctrico análogo al Sistema Circulatorio
Pero esto implica que
vs = vp + Vo, (3.12)
donde Vo es una constante. Luego si denotamos v = vp, la ecuación (3.10) puede ser
escrita como
(Rp+Rs)v′
(t)+

1
Cpv
+
1
Cpa
+
1
Csv
+
1
Csa

v(t) = −ξCI −ξCD−Vo

1
Csv
+
1
Csa

(3.13)
la cual tiene como única función desconocida a v(t), ya que como se estudiará más ade-
lante las funciones ξCI y ξCD pueden ser aproximadas en un corazón normal. La ecuación
32

(3.13) es el modelo matemático que consideraremos en lo sucesivo.
Al definir
R = Rs + Rp, (3.14)
1
C
=
1
Csv
+
1
Csa
+
1
Cpv
+
1
Cpa
, (3.15)
α = Vo

1
Csv
+
1
Csa

, (3.16)
f(t) = −
1
R
{ξCI(t) + ξCD(t) + α} . (3.17)
Y reescribir la ecuación (3.13) podemos considerar el problema de condición inicial
v′
(t) +
1
RC
v(t) = f(t) con v(0) = V o
p , (3.18)
donde V o
p denota el volumen inicial de sangre en la rama pulmonar. El cual puede ser
resuelto tomando la transformada de Laplace de (3.18) y aplicando B.5, puesto que nos
permite obtener la siguiente ecuación algebraica
{sV (s) − V o
p } +
1
RC
V (s) = F(s). (3.19)
Con lo cual se sigue inmediatamente que
V (s) = G(s){F(s) + V o
p }, (3.20)
G(s) =

s +
1
RC
−1
. (3.21)
De esta manera se tiene que para conocer de manera explicı́ta la solución del problema
(3.18) es necesario modelar el funcionamiento de los ventrı́culos como bombas de presión.
33

Figura 3.6: En azul aparece la gráfica de la función ξ(t) en [0, T].
3.3.1. Modelando las dos bombas del corazón
En el Capı́tulo 1, especı́ficamente en la sección dedicada al corazón, se da un bosquejo
general de como circula la sangre en las dos cámaras cardı́acas con el objetivo de que el
lector comprenda la trascendencia del proceso que estos subsistemas están realizando. Sin
embargo, y pese a que en dicha descripción se interrelacionan cuatro variables: presión,
volumen, elastancia y tiempo; para fines de nuestro modelo será suficiente considerar que
ξCI y ξCD sólo dependen del tiempo.
Ahora bien, como hemos supuesto que en forma el ventrı́culo derecho tiene el mismo
comportamiento que el izquierdo (hipótesis 5) y despreciando el tiempo (casi insignifi-
cante) de desfase existente entre las curvas de cambios de presión de los dos ventrı́culos,
se tiene que ξCD(t) tendrá cualitativamente una expresión similar a ξCI(t). Con lo cual
nuestro problema se reduce a definir una función cuya gráfica sea lo más aproximada a
la tercera curva que aparece en la Figura 1.3.
34

Si denotamos por tf1 , tf2 y tf3 los tiempos de duración de las fases de contracción
isovolumétrica, expulsión y diástole, respectivamente; y por Psa y Pda los parámetros
de la presión sistólica y la presión diástolica que existe en la arteria. Y suponemos que
T = 2tf1 +tf2 +tf3 es el intervalo de tiempo en que se produce un ciclo cardı́aco. Entonces
en el intervalo [0, T], la función ξ(t) definida por

























(Pda/tf1 )t, 0 ≤ t ≤ tf1
4
n
Pda−Psa
(tf2
)2
o
t − tf1 −
tf2
2
2
+ Psa, tf1 ≤ t ≤ tf1 + tf2
(−Pda/tf1 )(t − 2tf1 − tf2 ), tf1 + tf2 ≤ t ≤ 2tf1 + tf2
0, 2tf1 + tf2 ≤ t ≤ T
y cuya gráfica es la Figura 3.6 parece ser una buena aproximación a la curva que mues-
tra los cambios de presión en el ventrı́culo izquierdo. Salvo la onda a, que representa la
curva de la contracción auricular, ya que ésta por la hipótesis 4 es despreciada para la
construcción de este modelo3
. Además, si denotamos To el tiempo que ξ(t) es distinta de
cero en [0, T], renombramos Psa como la presión sistólica en la arteria aorta y llamamos
Psp a la presión sistólica que existe en las arterias pulmonares; entonces tenemos que la
gráfica de las variaciones de presión en cada ventrı́culo aparecen en la Figura 3.7.
Sin embargo, para fines de este trabajo de tesis, será suficiente considerar una aproxi-
mación a la función ξ(t). Definamos las funciones ξCI(t) y ξCD(t) de la siguiente manera:
ξCI(t) =







PsaSen( π
To
(t − rT)), rT ≤ t ≤ rT + To
0, rT + To ≤ t ≤ r(T + 1);
ξCD(t) =







PspSen( π
To
(t − rT)), rT ≤ t ≤ rT + To
0, rT + To ≤ t ≤ r(T + 1),
3
Cabe resaltar que las constantes tf1 , tf2 , tf3 , Psa y Pda son distintas de cero, lo cual garantiza la
buena definición de la función ξ(t)
35

Figura 3.7: Gráfica de las variaciones de presión en el ventrı́culo izquierdo y el derecho
referidos a un periodo de tiempo T. Donde Psp ≤ Psa.
donde r ∈ N.
Por otro lado, utilizando la función de Heavisade, es decir,
u(t) =

0, t 0
1, t ≥ 0
podemos escribir ξCI + ξCD como
36

3.4 Resolviendo el problema 3.18 37
ξCI(t) + ξCD(t) =
∞
P
k=0
h(t − kT)u(t − kT),
h(t) = (Psa + Psp)Sen( π
To
t){1 − u(t − To)}.
(3.22)
3.4. Resolviendo el problema 3.18
Pasemos ahora al problema de obtener la transformada de Laplace de f(t), la cual
hemos denotado por F(s). Primero que nada teniendo en cuenta que el término inde-
pendiente ξCI(t) + ξCD(t) es periódica de periodo T, se sigue que
L[ξCI(t) + ξCD(t)](s) = 1
1−e−sT
R T
0
(ξCI(t) + ξCD(t))e−st
dt
= 1
1−e−sT
R T
0
h(t)e−st
dt = L[h(t)](s).
(3.23)
Y entonces como
L[h(t)] = (Psa + Psp)
n
L
h
Sen( π
To
t)
i
− L
h
Sen( π
To
t)u(t − To)
io
= (Psa + Psp)
n
L
h
Sen( π
To
t)
i
− e−sTo
L
h
Sen( π
To
(t + To))
io
= (Psa + Psp)
n
L
h
Sen( π
To
t)
i
− e−sTo
L
h
−Sen( π
To
t)
io
= (Psa + Psp)
h
π/To
s2+(π/To)2
i
1 + e−sTo
;
(3.24)
se sigue inmediatamente que
L[ξCI(t) + ξCD(t)](s) = (Psa + Psp)

1+e−sTo
1−e−sT
h
π/To
s2+(π/To)2
i
.
(3.25)
Finalmente empleando la linealidad de la transformada de Laplace se obtiene,
37

F(s) = L[f(t)](s) = L

− 1
R
{ξCI(t) + ξCD(t) + α}

(s)
= − Psa+Psp
R

1+e−sTo
1−e−sT
h
π/To
s2+(π/To)2
i
- α
R
!1
s

.
Por el sistema de ecuaciones (3.20)-(3.21) y lo hecho anteriormente llegamos a que
V (s) =
!
s + 1
RC
−1
n
−Psa+Psp
R

1+e−sTo
1−e−sT
h
π/To
s2+(π/To)2
i
- α
R
!1
s

+ V o
p
o
= − α
R
Y1(s) − Psa+Psp
R

1+e−sTo
1−e−sT

Y4(s) + V o
p
!
s + 1
RC
−1
;
(3.26)
donde
Y1(s) =
!
s + 1
RC
−1 !1
s

= RC

1
s
− 1
s+ 1
RC

,
Y4(s) =
!
s + 1
RC
−1
h
π/To
s2+(π/To)2
i
= RC(π/To)
RC(π/To)2+ 1
RC
n!
s + 1
RC
−1
+
h
(1/RC)−s
s2+(π/To)2
io
.
Puesto que nuestro interés es obtener una solución del volumen pulmonar total de-
pendiente del tiempo, es necesario considerar las transformadas inversas de Laplace de
las funciones Y1(s), y Y4(s). A continuación se dan las expresiones explı́citas de éstas
y1(t) = L−1
[Y1(s)](t) = RC(1 − e− t
RC ),
y4(t) = L−1
[Y4(s)](t) = RC(π/To)
RC(π/To)2+ 1
RC
n
e− t
RC − Cos( π
To
t) + To
πRC
Sen( π
To
t)
o
.
(3.27)
Para obtener la solución de (3.18) pasamos a la transformada inversa de Laplace de
la ecuación (3.26) y utilizando la propiedad de linealidad se tiene:
38

v(t) = L−1
[V (s)](t) = − Psa+Psp
R
L−1
h
1+e−sTo
1−e−sT

Y4(s)
i
− α
R
y1(t) + V o
p e− t
RC
= − Psa+Psp
R
L−1
h
1+e−sTo
1−e−sT

Y4(s)
i
− αC + (V o
p + αC)e− t
RC .
(3.28)
Por otra parte:
1 + e−sTo
1 − e−sT
= (1 + e−sTo
)
∞
X
k=0
e−ksT
.
Este desarrollo en serie es válido ya que |e−sT
| = e−sT
1 para s 0. Luego
1 + e−sTo
1 − e−sT
=
∞
X
k=0
!
e−ksT
+ e−s(kT+To)

. (3.29)
Usando (3.29), tenemos que el término
I(t) = L−1
h
1+e−sTo
1−e−sT Y4(s)
i
, (3.30)
que aparece en la expresión de 3.28, es igual a
L−1
∞
P
k=0
!
e−ksT
+ e−s(kT+To)

Y4(s)

=
∞
P
k=0
!
L−1

e−ksT
+ e−s(kT+To)

Y4(s)

=
∞
P
k=0

L−1

e−ksT
Y4(s)

+ L−1

e−s(kT+To)
Y4(s)

.
(3.31)
Finalmente por el teorema B.0.5, conocido como segundo teorema de traslación para
la transformada de Laplace, llegamos a que
39

I(t) =
∞
P
k=0
{y4(t − kT)u(t − kT) + y4(t − kT − To)u(t − kT − To)}
= RC(π/To)
RC(π/To)2+ 1
RC
∞
P
k=0
nh
e
−(t−kT )
RC − Cosπ(t−kT)
To
+ To
πRC
Senπ(t−kT)
To
i
u(t − kT)
+
h
e
−(t−(kT +To))
RC − Cosπ(t−(kT+To))
To
+ To
πRC
Senπ(t−(kT+To))
To
i
u(t − (kT + To))
o
.
Sustituyendo esta última forma de expresar I(t) en la ecuación (3.28) y empleando
el conocido resultado de que
Cos(γ − θ) = Cos(γ)Cos(θ) + Sen(γ)Sen(θ)
Sen(γ − θ) = Sen(γ)Cos(θ) − Cos(γ)Sen(θ)
se obtiene la fórmula final para v(t):
v(t) = K
∞
P
k=0
n
e
−(t−kT )
RC u(t − kT) + e
−(t−(kT +To))
RC u(t − (kT + To))
−
h
Cosπ(t−kT)
To
− To
πRC
Senπ(t−kT)
To
i
(u(t − kT) − u(t − (kT + To)))
o
−αC +
!
V o
p + αC

e− t
RC ,
(3.32)
donde K = π
RTo
· −(Psa+Psp)
( π
To
)2+( 1
RC
)2 .
3.4.1. n-ésimo latido
Si n ∈ N ∪ 0 es fácil demostrar que en el n-ésimo latido se tiene
40

v(t) = K
n
P
k=0
e
−(t−kT )
RC +
n−1
P
k=0
e
−(t−(kT +To))
RC − Cosπ(t−nT)
To
+ To
πRC
Senπ(t−nT)
To
o
− αC +
!
V o
p + αC

e− t
RC ,
(3.33)
para t ∈ [nT, nT + To). Mientras que si t ∈ [nT + To, (n + 1)T), los términos oscilantes
simplemente no intervienen en la expresión de v(t), es decir,
v(t) = K
n
P
k=0
n
e
−(t−kT )
RC + e
−(t−(kT +To))
RC
o
− αC +
!
V o
p + αC

e− t
RC .
(3.34)
Más todavı́a en el intervalo [nT, nT + To) se tiene que
n
P
k=0
e
−(t−kT )
RC +
n−1
P
k=0
e
−(t−(kT +To))
RC = e− t
RC

1 + e
To
RC
n−1
P
k=0
e
kT
RC + e
−(t−nT )
RC
= e− t
RC

1 + e
To
RC

e
nT
RC −1
e
T
RC −1

+ e
−(t−nT )
RC
= e
−(t−nT )
RC

e
To
RC +e
T
RC
e
T
RC −1

+ e− t
RC

1+e
To
RC
e
T
RC −1

.
(3.35)
Entonces sustituyendo la última ecuación de 3.35 en 3.33 se sigue que
v(t) = K

e
−(t−nT )
RC

e
To
RC +e
T
RC
e
T
RC −1

+ e− t
RC

1+e
To
RC
e
T
RC −1

− Cosπ(t−nT)
To
+ To
πRC
Senπ(t−nT)
To
o
+ αC

e− t
RC
−1

+ V o
p e− t
RC .
(3.36)
También, se puede implicar que
41

| v(t) | ≤ K

e
To
RC +e
T
RC
e
T
RC −1

+

1+e
To
RC
e
T
RC −1

+ 1 + To
πRC

+ αC + V o
p
= K

2

e
To
RC +e
T
RC
e
T
RC −1

+ To
πRC

+ αC + V o
p .
(3.37)
Similarmente, en [nT + To, (n + 1)T)
n
P
k=0
n
e
−(t−kT )
RC + e
−(t−(kT +To))
RC
o
= e− t
RC

1 + e
To
RC
Pn
k=0 e
kT
RC
= e− t
RC

1 + e
To
RC

e
(n+1)T
RC −1
e
T
RC −1

+ e
−(t−nT )
RC
= 1+e
To
RC
1−e
−T
RC

e
−(t−nT )
RC − e
−(t+T )
RC

.
(3.38)
Entonces por la ecuación (3.34)
v(t) = K

1+e
To
RC
1−e
−T
RC

e
−(t−nT )
RC − e
−(t+T )
RC

− αC +
!
V o
p + αC

e− t
RC ,
(3.39)
de donde
| v(t) | ≤ K

1+e
To
RC
1−e
−T
RC

+ αC + V o
p .
(3.40)
Como lo antes hecho es válido para cualquiera que sea n, se concluye por (3.37) y
(3.40) que la función v(t) : R+
→ R es acotada. Viene a bien señalar que las relaciones:
−αC y
!
V o
p + αC

e− t
RC , que aparecen en la definición de v(t), corresponden a la com-
ponente basal y al transiente relacionado con la condición inicial.
Recordando que el problema real, que se busca resolver, es encontrar una expresión
explı́cita del volumen pulmonar. Conviene preguntarse qué significado tiene la condición
42

inicial, y la respuesta serı́a que ninguna. En efecto, si el tiempo inicial se considera a partir
de que el individuo nace, y suponiendo RC 0, resulta que e− t
RC → 0 conforme t → ∞.
Luego que para valores grandes del tiempo, que es cuando se lleva a cabo el estudio, el
transiente relacionado con la condición inicial se desprecia. Más aún, la expresión para
el volumen pulmonar queda como:
v∗(t) = K

e
−(t−nT )
RC

e
To
RC +e
T
RC
e
T
RC −1

− Cosπ(t−nT)
To
+ To
πRC
Senπ(t−nT)
To

− αC,
(3.41)
si nT ≤ t nT + To. Para el subintervalo nT + To ≤ t (n + 1)T), se tiene
v∗(t) = Ke
−(t−nT )
RC

1+e
To
RC
1−e
−T
RC

− αC.
(3.42)
Nuestro siguiente problema es mostrar algunas propiedades de la solución v∗(t).
Proposición 3.1. Si n ∈ N se tiene:
1. v∗ es acotada en R+
2. v∗ es periódica de perı́odo T
3. v∗ es continua en R+
Demostración. 1. Como v es una función acotada en todo su dominio, también v∗.
2. En efecto, sea t ∈ [nT, nT + To), se tiene que t + T ∈ [(n + 1)T, (n + 1)T + To).
Entonces por (3.41)
v∗(t + T) = K

e
−(t+T −(n+1)T )
RC

e
To
RC +e
T
RC
e
T
RC −1

− Cosπ(t+T−(n+1)T)
To
+ To
πRC
Senπ(t+T−(n+1)T)
To
o
− αC = v∗(t).
Si t ∈ [nT + To, (n + 1)T), entonces t + T ∈ [(n + 1)T + To, (n + 1)T). Por (3.42),
v∗(t + T) = Ke
−(t+T −(n+1)T )
RC

1+e
To
RC
1−e
−T
RC

− αC = v∗(t).
43

3. Por el anterior inciso basta estudiar la función v∗ en el intervalo [0, T). Es evidente
que v∗ es continua en todos los puntos distintos de 0 y To. Ası́ sólo estudiaremos
estos puntos. Como
limt→T−
o
v∗(t) = K

e
−To
RC

e
To
RC +e
T
RC
e
T
RC −1

− Cos(π) + To
πRC
Sen(π)

− αC
= K

1−e
−To
RC
1−e
−T
RC

− αC.
(3.43)
Considerando también
limt→T+
o
v∗(t) = Ke
−To
RC

1+e
To
RC
1−e
−T
RC

− αC
= K

1+e
−To
RC
1−e
−T
RC

− αC = v∗(To).
(3.44)
Se sigue inmediatamente que limt→To v∗(t) = v∗(To). De manera similar se desmues-
tra que v∗ es continua en 0.
Puesto que para los fines de nuestro modelo la función v∗(t) ≥ 0, ∀t ∈ R+
. De (3.42)
se tiene que los parámetros del modelo deben satisfacer las siguientes condiciones:
K

1+e
To
RC
1−e
−T
RC

e
−T
RC ≥ αC, K

1+e
To
RC
1−e
−T
RC

e
−T
RC ≥ αC.
(3.45)
Finalmente, conviene hacer un último comentario. Aunque hasta este punto de la in-
vestigación no se cuentan con datos reales que pudieran avalar o refutar nuestro modelo
cuantitativamente. Al menos la Proposición 3.1 nos otorga evidencia de que cualitativa-
mente el modelo funciona, primero porque preserva la periodicidad de la bomba al ser la
expresión para el volumen pulmonar también periódica. Segundo, porque está reflejando
que el volumen es acotado. En efecto, porque de no ser ası́ implicarı́a que el volumen
sanguı́neo aumenta infinitamente, lo cual es fı́sicamente imposible, basta recordar que la
cantidad de sangre existente en el cuerpo humano es constante. A fin de ilustrar estas
ideas, en la sección siguiente revisaremos un ejemplo numérico; el cual considera datos
de un individuo en condiciones normales en reposo.
44

3.5 Ejemplo numérico: Condiciones normales en reposo 45
3.5. Ejemplo numérico: Condiciones normales en re-
poso
Cabe recordar que el modelo matemático, que hemos propuesto para describir el fun-
cionamiento de ambos ventrı́culos como bombas de presión, está compuesto de dos fun-
ciones que dependen del tiempo: ξCI(t) y ξCD(t), definidas en la Sección 3.3.1. Las cuales
contienen cuatro parámetros que caracterizan el comportamiento del músculo cardı́aco.
Estos parámetros son las Presiones sistólicas en las arterias aorta y pulmonares Psa, Psp,
el tiempo que dura un ciclo cardı́aco T y el tiempo que ambas funciones son distintas de
cero To.
Con los datos asentados en el libro Tratado de Fisiologı́a Médica de Guyton y que
hemos resumido en el Cuadro 3.1, es suficiente para tener el modelo del corazón de un
individuo con condiciones normales en reposo. Más todavı́a, a continuación se muestran
las variaciones de la presión en el ventrı́culo izquierdo (veáse Figura 3.8, curva superior)
y en el ventrı́culo derecho (veáse Figura 3.8, curva inferior).
Figura 3.8: Gráfica de ξCI(t) y ξCD(t) para un sujeto con condiciones normales en reposo.
45

Parámetro en descanso
Psa 120 mm Hg
Psp 25 mm Hg
To .32s
T .85s
Cuadro 3.1: Parámetros para el modelo de las dos bombas del corazón.
Para este tipo de individuo, en el Capı́tulo The Heart and Circulation del libro Ma-
thematics in Medicine and the Life Sciences, se proporcionan los datos que aparecen en
el Cuadro 3.2. Los cuales, es fácil verificar, satisfacen las condiciones (3.45). Y luego que
para el corazón que aparece en Figura 3.9 se tiene que la gráfica de la expresión v∗(t)
referida a un ciclo cardı́aco es como se muestra en la Figura 3.9.
Figura 3.9: Gráfica de la función v∗(t) en un ciclo cardı́aco.
46

3.5 Ejemplo numérico: Condiciones normales en reposo 47
Además, como v∗ es continua y periódica se puede también obtener la gráfica de v∗
referida a cualesquiera m ciclos cardı́acos (ver Figura 3.10).
Figura 3.10: Gráfica de la función v ∗ (t) en 4 ciclos cardı́acos.
Parámetro en descanso
Rs 1050 mm Hg/(lt/s)
Rp 107.4 mm Hg/(lt/s)
Csa 0.01 lts/ mm Hg
Csv 1.75 lts/ mm Hg
Cpa 0.00667 lts/ mm Hg
Cpv 0.08 lts/ mm Hg
Vo -4
V o
p 0.5 lts
Cuadro 3.2: Valores tı́picos de los parámetros cardiovasculares4
4
4
Los parámetros : Resistencia (R), Compliancia (C) y Presión (P). Se subindican con las letras s y p
para referirse a la circulación sistémica y a la pulmonar, respectivamente. Ahora bien para diferenciar
entre el sistema arterial y venoso se emplean los subı́ndices a y v.
47

48

Conclusiones
1. Sobre el estado de las investigaciones en el tema
Se realizó un breve resumen de los principales tópicos de medicina y fı́sica, que
como mı́nimo se necesitan para investigar el comportamiento global del Sistema
Cardiovascular. Se presentó un grupo de modelos de este aparato biológico, inten-
tando dar un panorama general de las distintas formas que existen para estudiarlo.
2. Aportaciones y resultados obtenidos
a) Se plantea el circuito eléctrico análogo al Sistema Circulatorio bajo las hipótesis
que aparecen en la pág. 29 (ver Figura 3.5).
b) Se propone el modelo dinámico (3.13) para estudiar al circuito con dos baterı́as.
El cual depende de 7 parámetros:
Rs, Rp, Cpa, Cpv, Csa, Csv, Vo,
y dos funciones del tiempo:
ξCD(t), ξCI(t).
c) Se construyen dos modelos para el funcionamiento del corazón. El primero
dado por la función ξ(t), cuya gráfica aparece en la Fig. 3.6. El segundo queda
determinado por el sistema de ecuaciones (3.22) (ver pág. 34 y Fig. 3.7.).
d) Considerando el problema de condición inicial en(3.18) y el segundo modelo
del corazón dado en el anterior inciso, se obtienen los siguientes resultados:
La expresión explı́cita de v(t) dada por la ecuación (3.32).
La expresión explı́cita de v(t) en el n-ésimo latido definida por (3.36) y
(3.39).
49

e) Se obtiene que la función v∗(t) definida como el sistema de ecuaciones (3.41)
y (3.42) es la expresión que se buscaba para el volumen pulmonar. Y en base
al cual se puede obtener una expresión explı́cita para el volumen sistémico.
50

Trabajos futuros
a) Aún en el marco de este modelo lineal suponemos se puede explicar lo que
ocurre en el caso de arritmias; variando las relaciones entre T y To de cada
ciclo cardı́aco.
b) La necesidad de un modelo no lineal basado en el anterior, suponiendo que R
y C dependen de alguna forma de v (ver ecuaciones (3.14) y (3.15).
51

52

Apéndice A
Fundamentos de circuitos eléctricos
La electricidad se define como la propiedad que adquieren los cuerpos como resulta-
do del frotamiento. Por ejemplo cuando se frota una varilla de ámbar con un pedazo de
piel y posteriormente se acerca la varilla a pedacitos ligeros de papel, se obtiene como
resultado que el ámbar los atrae. Esto nos permite entender porque el nombre de esta
propiedad es derivada de la palabra griega elektron que significa ámbar.
Un circuito eléctrico es una interconexión de elementos eléctricos, los cuales se uti-
lizan para transferir o comunicar energı́a de un punto a otro. En esta sección se tiene
como objetivo establecer la teorı́a básica que permite determinar el comportamiento de
cualquier circuito eléctrico, del que se conozca su configuración, ası́ como los elementos
que lo integran y las condiciones iniciales de funcionamiento. Pero antes conviene dar
algunas definiciones básicas.
Definición A.1. Carga es la caracterización del estado de electrización de un cuerpo,
representada por el sı́mbolo q y medida en coulombs.
Definición A.2. La corriente eléctrica i es la velocidad de cambio de la carga q respecto
al tiempo t, medida en amperes. Es decir,
i =
dq
dt
. (A.1)
Definición A.3. La tensión (o diferencia de potencial) Eab entre dos puntos a y b en
un circuito eléctrico es la energı́a (o trabajo) necesaria para mover una carga unitaria
53

54 FUNDAMENTOS DE CIRCUITOS ELÉCTRICOS
desde a hasta b; matemáticamente,
Eab =
dw
dq
, (A.2)
donde w es la energı́a en joules (J) y q es la carga en couloumbs. La tensión Eab, o
simplemente E se mide en volts.
A.1. Capacitancia
La capacitancia de un conductor aislado se define como el cociente entre su carga y
su potencial,
C =
q
E
. (A.3)
El concepto de capacitancia puede extenderse a un sistema de conductores. Consid-
eremos el caso de dos conductores con cargas q y −q. Si V1 y V2 son sus potenciales
respectivos, la capacitancia del sistema se define como
C =
q
E1 − E2
=
q
E
. (A.4)
Esta disposición constituye lo que se llama un capacitor.
Los capacitores pueden combinarse en dos formas en serie y en paralelo. En la com-
binación en serie la placa negativa de un capacitor se conecta a la positiva del próximo,
y ası́ sucesivamente. En consecuencia todos los capacitores tienen la misma carga, pos-
itiva o negativa, sobre sus placas. Sean E1, E2, ..., En las diferencias de potencial en los
capacitores y C1, C2, ...Cn sus respectivas capacitancias. Es fácil comprobar que
1
C
=
1
C1
+
1
C2
+ ... +
1
Cn
(A.5)
da la capacitancia resultante para una disposición de capacitores en serie.
En la asociación en paralelo, todas las placas positivas se conectan a un punto en
común, y las negativas también a otro punto en común, de modo que la diferencia de
potencial es la misma para todos los capacitores. En consecuencia, si las cargas son
q1, q2, ..., qn, se tiene que
C = C1 + C2 + ... + Cn (A.6)
da la capacitancia resultante de una disposición de capacitores en paralelo.
54

FUNDAMENTOS DE CIRCUITOS ELÉCTRICOS 55
A.2. Resistencia, resistividad y ley de Ohm
Definimos la resistencia de un conductor (a menudo llamado una resistencia) entre
dos puntos aplicando una diferencia de potencial E entre esos dos puntos, midiendo la
corriente i y dividiendo:
R =
E
i
. (A.7)
Si V está en volts e i en amperes, la resistencia R estará en ohms.
La resistencia de cualquier material con un área transversal uniforme A y longitud l
que lleva una corriente constante I. Se puede representar, en forma matemática, como:
R = ρ
l
A
, (A.8)
donde ρ se llama la resistividad del material en ohm-metros.
La ley de Ohm (1787-1854) establece que en un conductor metálico a temperatura
constante, la razón de diferencia de potencial E entre dos puntos a la corriente eléctrica
I es constante. Donde ésta constante es igual a la resistencia R del conductor.
Similarmente a los sistemas de capacitores, los resistores pueden combinarse en dis-
posiciones en serie y en paralelo. Donde aplicando la ley de Ohm a cada resistor, se
satisfacen las siguientes relaciones: en un sistema de resistencias en serie la resistencia
total es la suma de las resistencias parciales; y en aquellos donde exista un sistema de
resistencias en paralelo, la suma de los recı́procos de las resistencias parciales es igual al
recı́proco de la resistencia total.
A.3. Representación de los circuitos
Definición A.4. Una rama representa un solo elemento, como una fuente de tensión o
un resistor.
Definición A.5. Un nodo es el punto de conexión entre dos o más ramas.
55

Definición A.6. Una lazo es cualquier trayectoria cerrada en un circuito. Un lazo es
una trayectoria cerrada que se inicia en un nodo, pasa por un conjunto de nodos y re-
torna al nodo inicial sin pasar por ningún nodo más de una vez. Se dice que un lazo es
independiente si contiene al menos una rama que no forma parte de ningún otro lazo.
Una red con b ramas, n nodos y l lazos independientes satisfacerá el teorema funda-
mental de la topologı́a de redes: b = (n + l) − 1.
En los anteriores dos apartados se dan las definiciones de disposiciones en serie y par-
alelo para capacitores y resistores. Empleando la definición de nodo se dan las siguientes
definiciones de cáracter general.
1. Dos o más elementos están en serie si comparten exclusivamente un solo nodo y
conducen en consecuencia la misma corriente.
2. Dos o más elementos están en paralelo si están conectados a los dos mismos nodos
y tienen en consecuencia la misma tensión entre sus terminales.
A.4. Leyes de Kirchhoff
Gustav Robert Kirchhoff (1824-1887), fı́sico alemán, enunció en 1847 dos leyes básicas
concernientes a la relación entre corrientes y tensiones en una red eléctrica, basadas en
las leyes de conservación de la carga y la energı́a. La primera ley de Kirchhoff o ley de
la conservación de corriente de establece que la suma algebraica de las corrientes que
entran a un nodo es igual a la suma de las corrientes que salen de él. Matemáticamente,
la esta ley se escribe como
N
X
n=1
in = 0, (A.9)
donde N es el número de ramas conectadas al nodo e in es la nésima corriente que entra
al (o sale del) nodo.
La segunda ley de Kirchhoff o ley de la conservasión de la tensión establece que la
suma algebraica de todas las tensiones alrededor de una trayectoria cerrada (o lazo) es
56

FUNDAMENTOS DE CIRCUITOS ELÉCTRICOS 57
cero. Expresada matemáticamente esto es:
M
X
m=1
vm = 0, (A.10)
donde M es el número de tensiones (o el número de ramas en el lazo) y vm es la m-ésima
tensión.
57

58

Apéndice B
Transformada de Laplace
Una transformada es un operador de un espacio de funciones en otro.
El principal objetivo, que se persigue con este apéndice, es dar un tratamiento espe-
cial a la teorı́a de la transformada de Laplace que es necesaria en el Capı́tulo 3 de este
trabajo de tesis. La recopilación de material incluida está basada primordialmente en
Davies[6], Williams[28] y, Jaeger y Newstead[20]. Ası́ como también en las notas de clase
del curso Ecuaciones Diferenciales impartido por el Dr. Fraguela Collar.
Definición B.1. Sea f(t) una función arbitraria definida en el intervalo 0 ≤ t ∞. Si
la integral impropia
Z ∞
0
f(t)e−st
dt (B.1)
existe para algunos valores de s ∈ R (o C), se dice que es la transformada de Laplace de
f(t). Se escribe L[f(t)] y determina una función F(s) cuyo dominio son aquellos valores
de s para los cuales la integral de Laplace existe, es decir,
L[f(t)] =
Z ∞
0
f(t)e−st
dt = F(s). (B.2)
Una condición suficiente para que exista la transformada de Laplace de f es que
sea de crecimiento exponencial, es decir, existen intervalos [0,a1], [a1,a2],..., [an−1,an];
donde f es continua y además en [an,∞) existen constantes M 0 y α ∈ R tal que
| f(t) |≤ M expα
t, ∀t ∈ [an, ∞). Lo anterior queda resumido en el siguiente teorema.
59

60 TRANSFORMADA DE LAPLACE
Teorema B.1. Sea f(t) una función definida para todo real t ≥ 0. Si f es de crecimiento
exponencial entonces L[f(t)] existe, siempre que f sea lo suficientemente grande.
Demostración. Debido a que f es de crecimiento exponencial, existen intervalos [0,a1],
[a1,a2],..., [an−1,an] donde f es continua. Si consideramos la transformada de Laplace de
f, es decir,
F(s) =
Z ∞
0
f(t)e−st
dt =
n
X
k=1
Z ak
ak−1
f(t)e−st
dt +
Z ∞
an
f(t)e−st
dt, ao = 0
se tiene que las primeras n integrales existen, porque como f(t) es continua en [ak−1,ak]
para toda k ∈ {1, 2, ..., n}, también lo es f(t)e−st
.
Por otro lado, usando que en [an,∞) existen constantes M 0 y α ∈ R tal que
| f(t) |≤ M expα
t, ∀t ∈ [an, ∞); se sigue que la última integral es absolutamente con-
vergente. En efecto,
|
Z ∞
an
f(t)e−st
dt | ≤
Z ∞
an
| f(t) | e−st
dt
≤ M
Z ∞
an
e(α−s)t
dt
= M

e(α−s)t
α − s
∞
an
=
Me(α−s)an
s − α
siempre que s α. Como consecuencia, se concluye que L[f(t)] existe.
Corolario B.2. Haciendo que s → ∞ se obtiene el resultado lı́m
x→∞
F(s) = 0 cuando
F(s) es de crecimiento exponencial.
B.1. Observaciones
1. Toda constante es de crecimiento exponencial. En efecto, considerando | f(t) |≤
k exp0t
, ∀t ∈ [0, ∞).
2. Toda función continua y acotada en [0, ∞) es de crecimiento exponencial.
60

TRANSFORMADA DE LAPLACE 61
B.2. Propiedades de la transformada de Laplace
1. Si f(t) es de crecimiento exponencial α, L[f(t)] = F(s) está definida para s α y
L[f(t)](s) → 0 cuando s → ∞.
2. Linealidad. Si f(t) y g(t) son ambas de crecimiento exponencial α, y λ una constante
arbitraria. Entonces f + g y λf también lo son y se cumple
L[(f + g)(t)] = L[f(t)] + L[g(t)]
L[λf(t)] = λL[f(t)].
3. Transformada de Laplace de una función derivable. Dado que
a) f(t) es continua para toda t 0,
b) lı́m
t→∞
{f(t)e−st
} para s α y
c) f′
(t) es de crecimiento exponencial α, entonces
L[f′
(t)] = sL[f(t)] − f(0+) para s α,
f(0+) = lı́m
t→0+
f(t). (B.3)
Demostración.
L[f′
(t)] =
Z ∞
0
f′
(t)e−st
dt
= lı́m
T→∞
lı́m
ε→0+
Z T
ε
f′
(t)e−st
dt
= lı́m
T→∞
lı́m
ε→0+

[f(t)e−st
]T
ε + s
Z T
ε
f(t)e−st
dt

= sL[f(t)] − f(0+)
(B.4)
4. Transformada de Laplace de una función periódica.
61

62 TRANSFORMADA DE LAPLACE
Figura B.1: Gráficas de la función real f(t) y la correspondiente a f(t − a)u(t − a)
.
Note que en la tercera propiedad, si f(t) es continua en t = 0, entonces f(0+) = f(0).
Además si L[f(t)] = F(s) para s α se implica que
F′
(s) = sF(s) − f(0). (B.5)
En muchos problemas, los valores iniciales de funciones son especificados con el signifi-
cado implı́cito de que ellas están limitando valores para t pequeñas, y la distinción entre
f(0) y lı́m
t→0
f(t) se vuelven insignificantes y pueden ser despreciados [6].
Aplicar el método de la transformada de Laplace a la solución de ecuaciones diferen-
ciales significa aplicar la propiedad 5 (en el caso de coeficientes constantes) o está propiedad
combinada con otra llamada de ”convolución”junto con el cálculo de transformadas in-
versas para lo cual se usa la tabla y los teoremas de traslación que se presentarán luego.
B.3. Teoremas de traslación
Teorema B.2. Si L[f(t)] = F(s), y a 0, entonces L[eat
f(t)] = F(s − a).
Demostración.
L[eat
f(t)] =
Z ∞
0
eαt
f(t)e−st
dt =
Z ∞
0
f(t)ea−st
dt = F(s − a).
62

TRANSFORMADA DE LAPLACE 63
Teorema B.3. La versión inversa de este teorema es que si L−1
[F(s)] = f(t), entonces
L−1
[F(s − a)] = eat
f(t).
Teorema B.4. Si L[f(t)] = F(s) con a 0, entonces e−as
F(s) es la transformada de
f(t − a)u(t − a),
donde u(t) =

0, t 0
1, t ≥ 0
(B.6)
Demostración. Puesto que la función u(t−a) es cero si t a y es uno si t a, la función
f(t−a)u(t−a) es cero para t a, y para t a su gráfica es exactamente la de f(t) para
t 0, trasladada hacia la derecha una distancia a, como en la Figura B.1. De donde se
tiene que
L[f(t − a)u(t − a)] =
R ∞
0
f(t − a)u(t − a)e−st
dt =
R ∞
a
f(t − a)e−st
dt
=
R ∞
0
f(x)e−s(x+a)
dx = e−sa
L[f(t)] = e−sa
F(s).
La función B.6 es conocida con el nombre de función salto unitario o de Heavisade.
También el teorema anterior posee una forma inversa, la cual queda enunciada en el
siguiente teorema.
Teorema B.5. Si L[f(t)] = F(s) con a 0, entonces L−1
[e−as
F(s)] = f(t−a)u(t−a).
63

Apéndice C
Glosario
Angiologı́a: Suma de conocimientos sobre los vasos sanguı́neos y linfáticos.
Capacitancia: Representa la corriente de desplazamiento que fluye entre dos con-
ductores en el plano transversal.
Colágeno: Proteı́na encontrada en los vasos sanguı́neos mucha más tiesa que la
elastina [30].
Computadora análoga: Tipo de computadora que utiliza dispositivos electrónicos
o mecánicos para modelar el problema que resuelven utilizando un tipo de cantidad fı́sica
para representar otra..
Conductancia: Simboliza la corriente de conducción transversal fluyendo entre dos
conductores.
Elastina: Una proteı́na muy elástica encontrada en los vasos sanguı́neos [30].
Esfuerzo de Tracción: Relación de la magnitud externa al área de sección transver-
sal.
Fisiopatologı́a: Fisiologı́a de la enfermedad -o como la función desordenada- o de-
sarreglo de la función que se observa en la enfermedad, el cual se debe a la acción de
un agente etiológico (por ejemplo, bacterias) sobre tejidos y órganos susceptibles [16].
Rama de la medicina que estudia funcionalmente las enfermedades y los transtornos que
producen en el organismo.
65

66 GLOSARIO
Fluido Incompresible: Un fluido se llama incompresible cuando al someterlo a una
presión o compresión su volumen no se altera.
Fluido Newtoniano: Se considera un fluido es newtoniano cuando el coeficiente de
viscosidad se mantiene constante a lo largo de la conducción.
Inertancia:(Simboliza el flujo magnético debido a la corriente que circula a lo largo
del conductor)
Morbimortalidad: Número proporcional de personas enfermas que mueren en una
población y tiempo determinado.
Pleura: Membrana serosa que tapiza el pulmón.
Presión del pulso: Diferencia aritmética entre presión sistólica y la diastólica [10].
Resistencia:Representa las pérdidas a lo largo del conductor.
Supino: Con el dorso hacia abajo; opuesto a prono.
Sistema Circulatorio: Suma de la suma del sistema cardiovascular o circulación
sanguı́nea más el sistema linfático [27].
Tabique: Parte o pared divisoria.
Viscosidad: Resistencia que opone un lı́quido a su deformación. Fuerza necesaria
para desplazar una capa de lı́quido con una velocidad dada.
66

Bibliografı́a
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contenido, métodos y significado, Alianza Editorial (1982).
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Mc Graw Hill (2006).
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cardı́aca, Vol. 3, No
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Maestrı́a, Instituto Politécnico Nacional, México D.F., 15-18 (2008).
[10] J. Espino Vela, Introducción a la Cardiologı́a, 8va ed., Librerı́a de Medicina, México
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[11] Y.C. Fung, Biomechanics Circulation, 2da ed., Springer, New York (1997).
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68 BIBLIOGRAFÍA
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[15] J.F. Guadalajara, Cardiologı́a, Méndez Editores, México D.F. (2005).
[16] A.C. Guyton, J.E. Hall, Fisiologı́a y Fisiopatologı́a, McGraw-Hill, 6ta ed., México
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[18] I. Herrera, G.F. Pinder, Mathematical Models in Science and Engineering UNAM
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[20] J.F. Jaeger, G.H. Newsteaf, And Introduction to the Laplace Transformation with
Engineering Applications, 3a ed., Science Paperbacks, 539-556 (1969).
[21] J. Keener, J. Sneyd, Mathematical Physiology, Springer, New York (1998).
[22] M. Latarjet, A. Ruiz Liard, Anatomı́a Humana, Vol. II., Editorial Médica
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[30] D.R. Petterson, J.D. Bronzino: Biomechanics. Principles and Applications, 2a
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70 BIBLIOGRAFÍA
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[33] http : //www.wikiciencia.org/noticias/273.html
[34] http : //www.wikiciencia.org/noticias/273.html
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