PONTIFICIA UNIVERSIDAD CATÓLICA DEL PERÚ FACULTAD DE CIENCIAS E INGENIERÍA SISTEMA DE MONITOREO PARA UN RESUCITADOR INFANTIL Tesis para optar el Título de Ingeniero Electrónico, que presenta el bachiller: Fernando Valenzuela Hermoza ASESOR: Dr. José Dávalos Pinto CO ASESOR: Msc. Claudio Bruno Castillón Lévano Lima, Agosto del 2018 I RESUMEN El sistema de monitoreo implementado para un resucitador infantil es parte del proyecto Resucitador de Fácil Uso, denominado ETUR (Easy To Use Resucitator), que se encuentra en desarrollo en la Pontificia Universidad Católica del Perú (PUCP) por el Grupo de Investigación y Desarrollo de Equipos Médicos y Sistemas (GIDEMS). Mediante el desarrollo de este sistema se busca reducir el índice de lesiones pulmonares asociados a la aplicación de la ventilación mecánica usando el resucitador infantil, ya que este dispositivo inyecta una cantidad descontrolada de flujo de aire debido a que no posee la capacidad de dosificar el volumen y la presión del trabajo respiratorio aplicado al paciente. El presente trabajo de tesis tiene como objetivo principal el diseño e implementación del sistema de monitoreo de parámetros ventilatorios, los cuales podrán ser visualizados en una interfaz de usuario en tiempo real. Para desarrollar el sistema mencionado, primero se estudió el proceso de respiración natural y se analizó los conceptos básicos referentes a la ventilación mecánica y los equipos comerciales usados en este tratamiento. Luego se planteó una propuesta de diseño a través del diagrama de bloques y se seleccionó los componentes adecuados según los requerimientos de diseño planteados. Por último se comprobó mediante ensayos que el sistema alcanzó una desviación máxima de 2.0% con respecto a los parámetros sensados. Este sistema realiza las mediciones de la presión y el volumen del flujo gaseoso generado por la práctica ventilatoria aplicada con el resucitador manual infantil, en el rango de 0 – 40 cmH2O para presión y 0 – 300 ml para volumen. Finalmente, el equipo desarrollado fue probado en un entorno de tratamiento ventilatorio real mediante un ensayo preclínico realizado con un cerdo sedado en el Instituto Nacional del Niño - Sede San Borja. II III IV ÍNDICE INTRODUCCIÓN .............................................................................................................. 1 CAPÍTULO 1: PLANTEAMIENTO DEL PROBLEMA 1.1 Planteamiento del problema ............................................................................ 2 1.2 Justificación ....................................................................................................... 2 1.3 Alcances ............................................................................................................. 2 1.4 Objetivo general ................................................................................................ 2 1.5 Objetivos específicos ....................................................................................... 3 1.6 Estado del Arte .................................................................................................. 3 CAPÍTULO 2: FUNDAMENTOS DE VENTILACIÓN MECÁNICA APLICADO A RESUCITADORES 2.1 Conceptos básicos del sistema respiratorio ................................................. 6 2.1.1 Ventilación pulmonar .................................................................................... 6 2.1.2 Volúmenes y capacidades pulmonares ...................................................... 8 2.1.3 Mecánica respiratoria .................................................................................... 9 2.2 Ventilación mecánica ...................................................................................... 11 2.2.1 Objetivos de la ventilación mecánica ....................................................... 11 2.2.2 Monitorización respiratoria: ....................................................................... 12 2.2.3 Equipos de ventilación mecánica de presión positiva ........................... 14 CAPÍTULO 3: DISEÑO DEL SISTEMA DE MONITOREO DEL RESUCITADOR 3.1 Requerimientos ............................................................................................... 18 3.2 Diagrama de bloques del sistema ................................................................. 19 3.3 Selección de componentes ............................................................................ 21 3.3.1 Etapa de adquisición de datos ................................................................... 21 3.3.2 Etapa de procesamiento ............................................................................. 24 3.3.3 Etapa Interfaz de usuario ............................................................................ 29 3.3.4 Etapa de alimentación ................................................................................. 30 3.4 Descripción del programa principal.............................................................. 37 V CAPÍTULO 4: PRUEBAS, RESULTADOS Y PRESUPUESTO 4.1 Pruebas realizadas .......................................................................................... 41 4.1.1 Pruebas realizadas con los sensores ....................................................... 41 4.1.2 Pruebas realizadas con la interfaz de usuario ......................................... 51 4.2 Resultados ....................................................................................................... 53 4.3 Presupuesto ..................................................................................................... 54 CONCLUSIONES ........................................................................................................... 55 RECOMENDACIONES .................................................................................................. 56 BIBLIOGRAFÍA .............................................................................................................. 57 ANEXOS VI ÍNDICE DE TABLAS Tabla 1: Cuadro comparativo de sensores de presión Tabla 2: Cuadro comparativo de sensores de flujo Tabla 3: Descripción de los bits de estado Tabla 4: Cuadro comparativo de tarjetas Arduino Tabla 5: Valores de capacitancia según Vcc Tabla 6: Señales de la etapa de procesamiento Tabla 7: Cuadro comparativo de pantallas LCD Tabla 8: Características principales de las baterías recargables Tabla 9: Mediciones de presión Tabla 10: Mediciones de flujo Tabla 11: Mediciones de volumen Tabla 12: Costos de recursos humanos Tabla 13: Costos de materiales VII ÍNDICE DE FIGURAS Figura 1: Manómetro desechable Figura 2: Flujómetro de oxigeno Figura 3: Válvula de paciente Figura 4: Modelo del prototipo Figura 5: Dispositivo dosificador de volumen Figura 6: Descripción de las vías respiratorias Figura 7: Movimiento del diafragma durante la respiración Figura 8: Valores en ml de los volúmenes y capacidades pulmonares Figura 9: Modelo eléctrico del sistema respiratorio Figura 10: Cambios de volumen, presión y flujo de aire durante un ciclo respiratorio idealizado único. Figura 11: Curvas de flujo-volumen espiratorio máximo, representativas de enfermedades obstructiva y restrictiva. Figura 12: Curvas de volumen-presión máximo, representativas de enfermedades obstructivas y restrictivas. Figura 13: Resucitador Manual Figura 14: Resucitador Neopuff Figura 15: Modo de uso de la pieza en forma de ‘T’ Figura 16: Monitor de parámetros ventilatorios del resucitador automático Figura 17: Diagrama de bloques del sistema de monitorización Figura 18: Sensor de presión diferencial marca Honeywell Figura 19: Sensor de flujo HAFUHM0050L4AXT marca Honeywell Figura 20: Paquete de datos de los sensores i2c marca Honeywell Figura 21: Esquema de conexión del bus i2c Figura 22: Tarjeta Arduino Due Figura 23: Circuito típico del MAX-3232 Figura 24: Implementación de la Tarjeta de expansión Figura 25: Diagrama esquemático de la Tarjeta de expansión Figura 26: Módulo FTDI CHIP VM801B VIII Figura 27: Programa de diseño grafio “FTDI EVE Screen Editor” Figura 28: Diagrama de conexiones de las baterías Figura 29: Bloques Banco de baterías por bloques Figura 30: Configuración típica del LM317 Figura 31: Curvas de carga de la batería ICR18650-26F Figura 32: Diagrama esquemático del circuito cargador de baterías Figura 33: Diagrama del montaje componente-disipador Figura 34: Disipador modelo Heat Sink 1.75" High Rise TO-220 Figura 35: Implementación del circuito cargador de baterías Figura 36: Diagrama de flujo del programa principal Figura 37: Diagrama de flujo de la subrutina de interrupción Figura 38: Esquema de conexión del ensayo estático del sensor de presión Figura 39: Esquema de conexión del ensayo dinámico del sensor de presión Figura 40: Respuesta al escalón de presión del sistema de monitoreo Figura 41: Diagrama de Bode del sensor de presión Figura 42: Sistema de vasos comunicantes Figura 43: Esquema de conexión del ensayo estático del sensor de flujo Figura 44: Esquema de conexión del ensayo dinámico del sensor de flujo Figura 45: Respuesta al escalón de flujo del sistema de monitoreo Figura 46: Diagrama de Bode del sensor de flujo Figura 47: Esquema de conexión del ensayo del cálculo de volumen Figura 48: Interfaz en modo manual Figura 49: Mensaje de alerta “Batería Baja” Figura 50: Interfaz en modo automático Figura 51: Barra de programación desbloqueada Figura 52: Barra de programación desbloqueada Figura 53: Aplicación de la Ventilación Mecánica no invasiva con el Sistema de Monitorización IX INTRODUCCIÓN El Grupo de investigación y Desarrollo de Equipos Médicos y Sistemas (GIDEMS) de la Pontificia Universidad Católica del Perú y el Instituto Nacional de Salud del Niño - Sede San Borja vienen desarrollando el proyecto “Resucitador de Fácil Uso” (conocido como ETUR por sus siglas en inglés), con financiamiento del Grand Challenges Canadá y el Consejo Nacional de Ciencia y Tecnología (CONYTEC). Este proyecto tiene como finalidad desarrollar un prototipo de resucitador infantil capaz de brindar respiración artificial de forma automática por varias horas mediante el uso de energía de batería de automóvil, y ante una eventual descarga de la misma podrá ser operado de forma manual por profesionales con poca capacitación debido a su manejo simple e intuitivo. El prototipo ETUR está compuesto por un sub-sistema de ventilación automática, un sub- sistema de ventilación manual y un sub-sistema de monitoreo y programación de parámetros ventilatorios. El presente trabajo de tesis expone el diseño del sistema de monitoreo para el resucitador manual infantil del equipo ETUR. En el capítulo 1, se aborda el marco problemático y los objetivos del presente trabajo de tesis. En el capítulo 2, se explican los conceptos básicos tanto del proceso de respiración natural como de la ventilación mecánica; asimismo se describen algunos equipos comerciales. En el capítulo 3, se desarrolla el diseño e implementación del sistema de monitoreo. En el capítulo 4, se describen los ensayos realizados y se muestran los resultados del sistema implementado y el presupuesto para la implementación del sistema. Finalmente se presentan las conclusiones y recomendaciones 1 CAPÍTULO 1: PLANTEAMIENTO DEL PROBLEMA 1.1 Planteamiento del problema La ventilación mecánica es un recurso terapéutico de soporte vital que contribuye en la mejora de los pacientes que sufren insuficiencia respiratoria. Una de las técnicas empleadas en el tratamiento ventilatorio consiste en utilizar un dispositivo manual, también conocido como bolsa auto inflable o resucitador manual, que permite proporcionar ventilación con presión positiva. [31] El 100% de pacientes de hospitales alejados de las grandes ciudades que requieren ventilación asistida son trasladados a hospitales de mayor nivel de atención. Estos pacientes reciben terapia respiratoria insegura durante su traslado debido a la ausencia de equipos capaces de dosificar el volumen y la presión de aire adecuado que se le suministra al paciente, pudiendo generar lesiones pulmonares. [31] 1.2 Justificación La actual práctica ventilatoria de emergencia que emplea un resucitador manual, es peligrosa para los pacientes porque cada vez que se presiona el cuerpo del resucitador, el equipo inyecta un volumen descontrolado de aire, debido a que el personal médico posee diferente fuerza en las manos y cada paciente tiene diferente elasticidad o compliancia pulmonar. El desarrollo de este equipo permitirá que el personal médico pueda regular el trabajo respiratorio que aplica al paciente pues podrán monitorear la presión y el volumen corriente o tidal de forma digital, reduciendo el riesgo de ocasionar alguna lesión pulmonar. 1.3 Alcances El desarrollo de este equipo tiene como alcance el diseño y la implementación de los circuitos impresos y la realización de las pruebas de calibración que permitan validar la precisión de lectura del volumen y presión de aire suministrado con el resucitador infantil. Adicionalmente se busca realizar pruebas en un ser vivo (puerco) que emule a un niño cuya edad y peso estén en el rango de 1 a 4 años y de 10 a 17 Kg. Finalmente se espera que el equipo sea portátil y que minimice la complejidad de uso del resucitador infantil. 1.4 Objetivo general Diseñar e implementar el sistema de monitoreo de un resucitador infantil, para niños cuya edad esté en el rango de 1 a 4 años y cuyo peso esté en rango de 10 Kg a 17 Kg, que permita dosificar el volumen y la presión del aire suministrado al paciente. 2 1.5 Objetivos específicos  Estudiar la terapia ventilatoria en Infantes.  Diseñar e implementar el sistema de monitoreo para el resucitador infantil que permita dosificar el volumen en el rango de 0 – 300 ml y la presión de aire-oxígeno en el rango de 0 – 40 cmH2O.  Diseñar e implementar los circuitos impresos basados en normas de fabricación internacionales.  Desarrollar un programa que permita visualizar y programar los parámetros respiratorios del sistema de monitoreo.  Validar la precisión mediante ensayos de medición. 1.6 Estado del Arte En la actualidad se puede encontrar en el mercado nacional instrumentos de medición de parámetros ventilatorios que ayudan a regular el trabajo ventilatorio aplicado, tales como el indicador de presión, que permite monitorizar la presión de la vía aérea. Como se puede ver en la Figura 1, este instrumento cuenta con una escala en centímetros de H2O con precisión de ± 3 cm de H2O y además es compatible con los diferentes modelos de resucitadores del mercado. [1] Figura 1: Manómetro desechable Fuente: Catálogo de productos Ambú Otro instrumento es el indicador de flujo de oxígeno, que permite dosificar el flujo en litros de oxígeno por minuto que sale de la fuente de oxígeno con precisión de ± 1.5 l/min, sin embargo no permite monitorear el flujo de la mezcla de aire oxígeno que se le suministra al paciente. Como podemos ver en la Figura 2, este instrumento consta de un cono invertido con escala visual que internamente posee una esfera impulsada por el flujo circundante, a mayor flujo mayor es la elevación de la esfera dentro de la escala visual. [2] 3 Figura 2: Flujómetro de oxigeno Fuente: Catálogo de productos Mediplex También se puede encontrar la válvula de alivio que es un instrumento de protección que está incorporada a la válvula de paciente como se puede ver en la Figura 3. Esta es una válvula limitadora de presión que evita que la presión del aire que se le suministra al paciente no se eleve sobre un nivel específico, levantándose para liberar el aire y reducir así la presión aplicada. [3] Sin bien este instrumento disminuye el riesgo de generar lesiones por barotrauma, rotura alveolar causada a consecuencia de la aplicación de una presión excesiva, no disminuye el riesgo de generar lesiones por volutrauma, que es la sobredistensión del área pulmonar debido a la ventilación con un elevado volumen circulante. [4] Figura 3: Válvula de paciente Fuente: Catálogo de productos Ambú 4 Asimismo, se puede encontrar proyectos innovadores de investigación biomédica desarrollados en el Perú que buscan afrontar la problemática planteada. Entre estos proyectos destaca el desarrollado por los pediatras especialistas en neonatología del INSN, los doctores Carlos Alberto Delgado Bocanegra, Víctor Sánchez Ramos y Roberto Shimabuku Azato. [5] Como podemos ver en la Figura 4 el dispositivo que diseñaron tiene dos fuelles laterales y un conector central por donde fluye el aire de manera que pueda usarse con una sola mano acoplado o no con una mascarilla. Ese aparato se coloca en un pulmón artificial y del otro lado se pone el manómetro de tal forma que se mide la presión del flujo de aire- oxigeno que ingresa o sale y se puede modificar hasta que llegue al valor deseado, de tal manera que cuando una presione con toda la fuerza no va generar una presión que pueda dañar al paciente. [5] Figura 4: Modelo del prototipo Fuente: Diario Medico Edición Abril – 2015 N° 53 Finalmente el Grupo de investigación y Desarrollo de Equipos Médicos y Sistemas de la PUCP desarrolló un prototipo de resucitador volumétrico de emergencia que cuenta con un dispositivo capaz de dosificar el flujo de aire que recibe el paciente. Como podemos ver en la Figura 5 el dispositivo diseñado está compuesto internamente por un fuelle que a través de la elongación y compresión de su estructura, dosifica el flujo de aire. [6] Figura 5: Dispositivo dosificador de volumen Fuente: Video Resucitador volumétrico de emergencia - 2014 5 CAPÍTULO 2: FUNDAMENTOS DE VENTILACIÓN MECÁNICA APLICADO A RESUCITADORES En este capítulo se desarrolla la teoría relacionada tanto al proceso de respiración natural como de ventilación mecánica. También se describen los principales equipos comerciales de ventilación usados en la terapia respiratoria. 2.1 Conceptos básicos del sistema respiratorio 2.1.1 Ventilación pulmonar La ventilación pulmonar es el término técnico que se aplica a lo que comúnmente se llama respiración y es el proceso que se encarga de llevar el aire inspirado a los alvéolos. Como podemos ver en la Figura 6 este proceso empieza una vez que el aire ingresa por la nariz, es transportado a través de la faringe hacia a los pulmones por medio de la laringe y la tráquea para llegar a los bronquios. [7] El intercambio gaseoso se da a nivel celular, más específicamente en los alvéolos que son la unidad base de los pulmones. Primero se da la difusión del oxígeno (O2) desde los alvéolos hacia la sangre, la cual viaja a través de todo el cuerpo oxigenando los tejidos y luego se produce la difusión del dióxido de carbono (CO2) desde la sangre a los alvéolos. Finalmente este gas que contiene tanto CO2 como O2 es expulsado de nuestro cuerpo recorriendo las vías respiratorias hacia el exterior. [7] Figura 6: Descripción de las vías respiratorias Fuente: Enciclopedia Microsoft Encarta 2009 6 Para que se dé a cabo la ventilación pulmonar los músculos respiratorios producen un gradiente de presión negativa que permite la entrada de aire atmosférico al interior de los pulmones, cambiando los volúmenes pulmonares. [8] La caja torácica y el pulmón son estructuras elásticas, por lo que este proceso se traduce en dos fases: la inspiración (o inhalación) y la espiración (o exhalación). Ambos procesos se muestran en la Figura 7. Durante la fase de inspiración, se contraen el diafragma y los músculos intercostales, el tamaño de la cavidad torácica aumenta, lo que provoca: un aumento del volumen y una disminución de la presión, causando la entrada de aire en los pulmones. [9] En la fase de la exhalación, los músculos se relajan, permitiendo a las costillas y al diafragma volver a su posición normal. La cavidad pectoral se torna pequeña y el aire fluye hacia afuera. [9] Figura 7: Movimiento del diafragma durante la respiración Fuente: Enciclopedia Microsoft Encarta 2009 7 2.1.2 Volúmenes y capacidades pulmonares La medición de diversos volúmenes y capacidades de los pulmones proporciona información sobre su capacidad de ventilación. El aire movido en los pulmones durante la respiración se divide en 4 volúmenes diferentes y en 4 capacidades diferentes como se puede ver en la Figura 8: [11] Figura 8: Valores en ml de los volúmenes y capacidades pulmonares Fuente: Guyton y Hall, “Tratado de Fisiología Medica”. Volumen corriente (VC): También conocido como volumen tidal, es el volumen de aire inspirado o espirado con cada respiración normal. Normalmente llegan a los alvéolos sólo alrededor de dos tercios del volumen corriente, resultando en una ventilación alveolar de 350 ml. El volumen corriente multiplicado por la frecuencia respiratoria se llama volumen minuto (VM): VT x FR = VM. [10] Volumen de reserva inspiratoria (VRI): Es el máximo volumen de aire que puede ser inspirado en adición a una inspiración normal. [10] Volumen de reserva espiratoria (VRE): Es el máximo volumen de aire que puede ser espirado después de una espiración normal. [10] Volumen residual (RV): Es el volumen de aire que permanece en los pulmones al final de una espiración y es importante porque proporciona aire a los alvéolos para que puedan airear la sangre entre dos inspiraciones. Este volumen no se puede medir directamente. [11] 8 Capacidad inspiratoria (CI): Es la combinación del volumen corriente más el volumen de reserva inspiratoria (VC + VRI). Es la cantidad de aire que una persona puede inspirar comenzando en el nivel de espiración normal y distendiendo los pulmones lo máximo posible. [11] Capacidad residual funcional (CRF): Es la combinación del volumen de reserva espiratorio más el volumen residual (VRE + VR). [11] Capacidad vital (CV): Es la combinación del volumen de reserva inspiratorio más el volumen corriente más el volumen de reserva espiratorio (VRI + VC + VRE). Es la cantidad máxima de aire que una persona puede eliminar de los pulmones después de haberlos llenado al máximo. La medición de la capacidad vital es la más importante en la clínica respiratoria para vigilar la evolución de los procesos pulmonares. [11] Capacidad pulmonar total (CPT): Es la combinación de la capacidad vital más el volumen residual (CV + VR). Es el volumen máximo de aire que contienen los pulmones después del mayor esfuerzo inspiratorio posible. [11] 2.1.3 Mecánica respiratoria Las propiedades mecánicas del sistema respiratorio se pueden modelar a partir de tres elementos conectados en serie llamados resistencia, compliancia e inertancia. Este es un modelo eléctrico lineal de segundo orden, presentado por Carson y Cobelli en el año 2001 [11] y se representa esquemáticamente en la Figura 9. Figura 9: Modelo eléctrico del sistema respiratorio Fuente: Modelling methodology for physiology and medicine 9 Este modelo es descrito por la siguiente ecuación 1 P (t) = V(t) + RV̇A (t) + IV̈(t) C Pa: Presión del gas alveolar. Po: Presión desarrollada por la musculatura tóracopulmonar. V: Volumen de aire inspirado. Resistencia: Se define como la resistencia al flujo de la vía aérea diferencia de presión requerida para generar una unidad de flujo. [14] Δ Presión R = Flujo Compliancia: Se define como la variación de volumen generada por variación de unidad de presión. Representa la elasticidad del sistema respiratorio (pulmón - tórax). [12] Δ Volumen C = Δ Presión Inertancia: Representa la inercia al movimiento de la columna de aire en el árbol bronquial. Si no hay variaciones de flujo o son muy lentas, las variaciones de presión son despreciables, por lo que la inertancia es generalmente despreciada a frecuencias respiratorias bajas. [14] Δ Presión I = Δ Flujo 10 2.2 Ventilación mecánica La ventilación mecánica es un procedimiento de sustitución temporal de la función ventilatoria normal enfocada a mejorar los síntomas en los pacientes que sufren insuficiencia respiratoria. [15] Es llevada a cabo mediante los ventiladores, llamados también resucitadores, que insuflan aire más oxígeno (según necesidades) en el interior de los pulmones del paciente para lo cual proporcionan cíclicamente en la vía aérea una presión lo suficientemente elevada para sobrepasar las resistencias al flujo aéreo y vencer las propiedades elásticas, tanto del pulmón como de la caja torácica. Pueden ayudar al paciente haciendo todo el trabajo respiratorio (ventilación completa o controlada) o simplemente colaborando con la respiración del mismo (respiración asistida). [16] La ventilación mecánica puede ser invasiva o no invasiva, dependiendo del aislamiento de la vía aérea. Es no invasiva si se utiliza mascarilla facial, nasal o cánulas nasales y es invasiva si se utiliza un tubo endotraqueal o traqueotomía. [15] 2.2.1 Objetivos de la ventilación mecánica Objetivos fisiológicos: [9]  Mantener, normalizar o manipular el intercambio gaseoso: • Proporcionar una ventilación alveolar adecuada. • Mejorar la oxigenación arterial.  Incrementar el volumen pulmonar: • Abrir y distender la vía aérea y unidades alveolares. • Aumentar la capacidad residual funcional, impidiendo el colapso alveolar y el cierre de la vía aérea al final de la espiración.  Reducir el trabajo respiratorio: • Descargar los músculos ventilatorios. 11 Objetivos clínicos: [9]  Revertir la hipoxemia y la fatiga de los músculos respiratorios.  Corregir la acidosis respiratoria.  Aliviar la disnea y el sufrimiento respiratorio.  Permitir la sedación y el bloqueo neuromuscular.  Disminuir el consumo de O2 sistémico o miocárdico.  Reducir la presión intracraneal.  Estabilizar la pared torácica. 2.2.2 Monitorización respiratoria: La monitorización, durante la ventilación, permite la determinación de los cambios que experimenta las variables fisiológicas de la mecánica respiratoria (presión, flujo o volumen) durante el ciclo respiratorio (Ver Figura 10). La interpretación adecuada de estos datos, a través del análisis de las gráficas representadas en el tiempo o respecto a otra variable ventilatoria, pueden ser de utilidad para conocer la condición del sistema respiratorio del paciente. [17] Figura 10: Cambios de volumen, presión y flujo de aire durante un ciclo respiratorio idealizado único. Fuente: MCG RAW- HILL E DUCACIÓN. SECCIÓN VI. Fisiología Pulmonar Capítulo 32 12 Como se puede ver en las Figuras 11 y 12, los patrones de las gráficas de volumen- presión y flujo-volumen varían de acuerdo a la condición del paciente. La gráfica de flujo-volumen representa la resistencia de la vía aérea y permite evaluar la presencia de fugas en el sistema respiratorio. Por otro lado, la gráfica de volumen- presión proporciona información dinámica de la compliancia del sistema respiratorio y es de gran utilidad para evaluar la sobredistención pulmonar. [32] Figura 11: Curvas de flujo-volumen espiratorio máximo, representativas de enfermedades obstructivas y restrictivas. Fuente: MCG RAW- HILL E DUCACIÓN. SECCIÓN VI. Fisiología Pulmonar Capítulo 32 Figura 12: Curvas de volumen-presión máximo, representativas de enfermedades obstructivas y restrictivas. Fuente: http://escuela.med.puc.cl/publ/aparatorespiratorio/02mecanica.html 13 Adicionalmente, la monitorización de la función respiratoria mediante gráficas permite: [18]  Detectar cambios en el estado clínico.  Optimizar la estrategia ventilatoria.  Valorar la respuesta al tratamiento.  Facilitar la comodidad del paciente.  Evitar complicaciones.  Evaluar el curso de la retirada de la VM.  Ayudar a establecer un pronóstico. 2.2.3 Equipos de ventilación mecánica de presión positiva A continuación se describen los principales equipos de ventilación empleados por el personal médico: Resucitador manual Como se puede ver en la Figura 13, es una bolsa o balón auto inflable conectado a una válvula unidireccional que a su vez conecta con una mascarilla de ventilación asistida o con un tubo endotraqueal y se utiliza para insuflar aire en la vía respiratoria. Dispone de una conexión a una fuente de oxígeno y otra para una bolsa, reservorio de oxígeno, que permite enriquecer la concentración del mismo. [19] Los volúmenes de trabajo tidal se clasifican de acuerdo a la edad del paciente, siendo 700ml para adulto, 450ml pediátrico y 150ml para neonatos. Figura 13: Resucitador Manual Fuente: Catálogo de productos Ambú 14 Resucitador Neopuff Como se puede ver en la Figura 14 este es un módulo de reanimación principalmente usado en lactantes que genera flujo inspiratorio en el rango de 5 a 15 l/min a través de un cilindro o suministro de gas. Es de operación manual y permite dar ventilación controlada durante la reanimación de forma precisa y segura, con control de tiempo y presión en la vía aérea en el rango de 4 a 73 cmH2O para un flujo estándar de 8 l/min. [14] Figura 14: Resucitador Neopuff. Fuente: Catálogo de productos Fisher & Paykel Healthcare La principal característica de este equipo es la liviana pieza en T que permite proporcionar una reanimación simple y sin esfuerzo, inspiración por inspiración, con sólo ocluir la abertura de la pieza en T con el pulgar o con el dedo como se puede ver en la Figura 15. Esta pieza se puede conectar tanto a mascarillas neonatales como a tubos endotraqueales. [14] Figura 15: Modo de uso de la pieza en forma de ‘T’ Fuente: Catálogo de productos Fisher & Paykel Healthcare 15 Resucitador automático Equipo que proporciona cíclicamente una presión en la vía aérea suficiente para sobrepasar las resistencias al flujo aéreo y vencer las propiedades elásticas, tanto del pulmón, como de la caja torácica. De este modo se produce una insuflación pulmonar intermitente que permite la inspiración. La espiración se produce de forma pasiva. [15] Posee la capacidad de monitorear el trabajo respiratorio a través de las gráficas de respiración generadas en su monitor. (Ver Figura 16) Figura 16: Monitor de parámetros ventilatorios del resucitador automático Fuente: Catálogo de productos Dräger Medical Se clasifican en función del mecanismo de ciclado, que es el sistema por el que cesa la inspiración y se inicia la fase inspiratoria pasiva: [9] Ciclados por presión: Disponen de un control para regular la cantidad de presión que una vez alcanzada va a dar inicio a la fase espiratoria. Para establecer la duración de la fase inspiratoria se utiliza el control de flujo inspiratorio el cual viene regulado en litros/minuto, teniendo en cuenta que esta no debe ser de más duración que la fase espiratoria. [21] Ciclados por volumen: En estos equipos el factor determinante del paso de inspiración a expiración es el volumen prefijado. Este control de volumen inspiratorio a su vez está relacionado con el regulador de flujo inspiratorio, el cual funciona de manera similar al de los ventiladores ciclados por presión. En unos se permite el inicio de la fase espiratoria una vez alcanzada la presión límite. En otros no se produce el ciclado sino que se escapa el exceso de volumen corriente que está ocasionando la sobrepresión; de esta forma el ciclado se produce al alcanzarse el tiempo inspiratorio que tenía establecido previamente. [21] Ciclados por tiempo: En este tipo de ventiladores, el paso de la inspiración a la expiración está determinado por el mando que regula la duración del tiempo inspiratorio. El funcionamiento de este es independiente, de la presión o volumen alcanzado y su manejo se lleva a cabo conjuntamente con los controles de flujo y límite de la presión inspiratoria. A un tiempo inspiratorio fijo, un aumento de flujo inspiratorio causaría un aumento del volumen corriente y viceversa. 16 Al limitar la presión inspiratoria en un ventilador ciclado por tiempo, en el momento que alcanzase este límite de presión no se suministrará más volumen al paciente, pero el ciclado a expiración solo se hará cuando se alcanza el tiempo inspiratorio prefijado. [21] Además poseen los siguientes parámetros de programación Volumen: En el modo de ventilación controlada por volumen, se programa un volumen determinado (circulante o tidal) para obtener un intercambio gaseoso adecuado. Habitualmente se selecciona en adultos un volumen tidal de 5-10 ml/Kg. [9] Frecuencia respiratoria: Se programa en función del modo de ventilación, volumen corriente, espacio muerto fisiológico, necesidades metabólicas, nivel de PaCO2 que deba tener el paciente y el grado de respiración espontánea. En los adultos suele ser de 8-12/min. [9] Tasa de flujo: Volumen de gas que el ventilador es capaz de aportar al paciente en la unidad de tiempo. Se sitúa entre 40-100 l/min, aunque el ideal es el que cubre la demanda del paciente. [9] Patrón de flujo: Los ventiladores ofrecen la posibilidad de elegir entre cuatro tipos diferentes: acelerado, desacelerado, cuadrado y sinusoidal. Viene determinado por la tasa de flujo. [9] Tiempo inspiratorio: El tiempo inspiratorio es el período que tiene el respirador para aportar al paciente el volumen tidal programado. En condiciones normales es un tercio del ciclo respiratorio, mientras que los dos tercios restantes son para la espiración. Por lo tanto la relación inspiración-espiración será 1:2. [9] Sensibilidad o Trigger: Mecanismo con el que el ventilador es capaz de detectar el esfuerzo respiratorio del paciente. Normalmente se coloca entre 0.5-1.5 cmH2O. [9] FiO2: Es la fracción inspiratoria de oxígeno que se suministra al paciente. En el aire que respiramos es del 21% o 0.21. En la ventilación mecánica comúnmente se selecciona el menor FIO2 posible para conseguir una saturación arterial de oxígeno mayor del 90%. [9] PEEP: Es la presión positiva al final de la espiración. Se utiliza para abrir los alveolos que de otra manera permanecerían cerrados. Su efecto más beneficioso es el aumento de presión parcial de O2 en sangre arterial en pacientes con daño pulmonar agudo e hipoxemia grave, además, disminuye el trabajo inspiratorio. [9] 17 CAPÍTULO 3: DISEÑO DEL SISTEMA DE MONITOREO DEL RESUCITADOR En este capítulo se desarrolla el diseño del sistema de monitoreo. En primer lugar se describen los requerimientos de diseño y se plantea la tentativa de solución a través de un diagrama de bloques de acuerdo al planteamiento del proyecto ETUR (ver ANEXO 1). Finalmente se seleccionan los componentes electrónicos para el diseño de las tarjetas electrónicas y se describe la lógica de programación. 3.1 Requerimientos  Según el Inciso 4 del artículo 162 del “Reglamento para el Registro y Control y Vigilancia Sanitaria de Productos Farmacéuticos, Dispositivos Médicos y Productos Sanitarios” de la norma peruana de equipos biomédicos, adaptada de la norma internacional ISO 13485, se menciona que los límites de precisión de los dispositivos médicos con función de medición son definidos por el fabricante adecuados a la finalidad del equipo debidamente validada. Por ende acorde al estándar de fabricación de los ventiladores pulmonares marca Dräger el equipo debe ser capaz de medir los parámetros respiratorios de presión y volumen tidal con una precisión mínima de ± 10%. [34]  De acuerdo al grupo etario [20], el equipo debe medir el flujo en el rango de 0 a 50 LPM, para calcular el volumen en el rango de 0 a 300 ml, y la presión del flujo de aire-oxígeno que se le entrega al paciente de 0 a 40 cm H2O a una frecuencia respiratoria de 20 resp/min con una precisión de ± 10%.  El equipo debe tener una interfaz de usuario que permita visualizar las curvas de presión y volumen tidal del trabajo respiratorio aplicado al paciente, mostrando los valores picos con números enteros. Además, la interfaz debe permitir programar el modulo ventilador automático del proyecto ETUR con los siguientes parámetros: o Presión Inspiratoria Pico entre 0 cm H2O a 30 cm H2O, teniendo como valor pre-programado a 18 cm H2O. o Frecuencia respiratoria entre 15 y 40 respiraciones por minuto, teniendo como valor pre-programado a 20 respiraciones por minuto. o Concentración de oxígeno en el aire entre 21% y 100%.  El equipo debe ser de bajo consumo y debe contar con una batería recargable a 12V DC para que sea portátil y pueda funcionar con una autonomía de al menos 3 horas de duración. [34] 18 3.2 Diagrama de bloques del sistema En la Figura 17 se puede apreciar el diagrama de bloques planteado para llevar a cabo el desarrollo del sistema el cual está conformado por una etapa de adquisición de datos, una etapa de procesamiento, una etapa de interfaz de usuario y una etapa de alimentación. La primera etapa está compuesta por los sensores de presión y flujo que interactúan con el módulo neumático del ventilador manual para registrar los valores del trabajo ventilatorio aplicado con el resucitador manual. Luego se presenta la etapa de procesamiento conformada por la tarjeta Arduino y la tarjeta de expansión. El microcontrolador de la tarjeta Arduino recibe la información obtenida de la etapa de sensores ubicada en la tarjeta de expansión y se comunica con pantalla LCD de la etapa interfaz de usuario para mostrar las curvas de presión y volumen tidal y los valores picos del trabajo respiratorio aplicado al paciente. Adicionalmente la tarjeta de expansión permitirá que el microcontrolador se comunique por el puerto serial con el módulo ventilador automático a través de la interfaz rs-232 para enviarle la información de los parámetros programados. A través de la etapa interfaz de usuario el personal médico podrá interactuar con el equipo, permitiéndole regular el trabajo ventilatorio que aplique al paciente guiándose de las curvas de presión y volumen tidal. Finalmente, la etapa de alimentación permitirá cargar la batería a una tensión constante de 12V DC proveniente del módulo ventilador automático o de una fuente conmutada externa y conmutará la tensión de alimentación de la etapa de procesamiento entre el voltaje que provee el banco de baterías y los 12 VDC de las fuentes mencionadas para desconectar las baterías con el fin de que estas puedan cargarse en su totalidad. Esta etapa también le envía información al convertidor análogo-digital del microcontrolador para monitorear el nivel de tensión de la batería e informar en caso de batería baja. 19 Figura 17: Diagrama de bloques del sistema de monitorización 20 3.3 Selección de componentes Para seleccionar los componentes adecuados se realizó una comparación entre 3 elementos que más se adecuaban al sistema según los requerimientos planteados. 3.3.1 Etapa de adquisición de datos Sensor de presión El sensor de presión requiere tener una precisión mínima de ± 10 % para un rango de lectura de 0 a 40 cmH2O. En la Tabla 1 se detallan las características principales de las alternativas de selección: ASDX100D44R SSCDDRD001PD2A3 HSCSSNN001PD2A3 Analógico [22] Digital [23] Digital [24] Voltaje de Alimentación 4.75 - 5.25 V 3.3 V 3.3 V Depende del ADC Resolución del 12 bits 12 bits microcontrolador Precisión ± 2 % ± 0.25 % ± 0.25 % Tiempo de respuesta 8 ms 0.46 ms 1 ms Rango de Medición 0 - 70 cmH2O ± 70 cmH2O ± 70 cmH2O Tabla 1: Cuadro comparativo de sensores de presión Se eligió el sensor de presión SSCDDRD001PD2A3 (ver Figura 18) pues posee un tiempo de respuesta menor en comparación a los otros 2 sensores además de una buena precisión que cumple con el requerimiento planteado. Al ser del tipo digital no requiere una etapa adicional de acondicionamiento de señal, pues internamente posee un microcontrolador que se encarga de tratar la señal. 21 Figura 18: Sensor de presión diferencial marca Honeywell Fuente: Hoja de datos sensores de presión montados en placa Honeywell Sensor de flujo El sensor de flujo requiere tener una precisión mínima de ± 10 % para un rango de lectura de 0 a 50 lpm. En la Tabla 2 se detallan las características principales de las alternativas de selección: AWM720P1 D6F50A6000 HAFUHM0050L4AXT Analógico [26] Analógico [27] Digital [28] Voltaje de Alimentación 8 - 15 V 10.8 - 26.4 V 3 - 10 V Resolución Depende del Depende del ADC ADC 12 bits Precisión ± 2% ± 3% ± 3.5% Tiempo de respuesta 6 ms 15 ms 1 ms Rango de Medición +200 L/min 0 - 50 L/min 0 - 50 L/min Tabla 2: Cuadro comparativo de sensores de flujo Se eligió el sensor de flujo HAFUHM0050L4AXT (Ver Figura 19) pues posee el tiempo de respuesta más rápido en comparación a los otros 2 sensores. Si bien no tiene la mayor precisión, el rango del voltaje de alimentación permitirá energizar el sensor desde la tarjeta Arduino y se evitará implementar una etapa de regulación de voltaje adicional. Este sensor también es digital y posee un microcontrolador que se encarga de tratar la señal internamente. 22 Figura 19: Sensor de flujo HAFUHM0050L4AXT marca Honeywell Fuente: Hoja de datos sensores de flujo de aire marca Honeywell Configuración del Bus i2c De acuerdo con la hoja de datos del fabricante estos sensores transmiten los datos por un único pin digital (SDA) en forma serial a través de la interfaz i2c. Para obtener una lectura de presión o flujo, el maestro del bus i2c genera una condición de inicio (START) y envía al esclavo sensor la dirección digital seguido por un bit de lectura. Después el sensor genera un bit de reconocimiento (ACK) y transmite dos bytes que contienen el valor de la lectura. El maestro confirma la recepción de cada byte, y puede dar por terminado la comunicación mediante el envío de un bit de no reconocimiento (NACK) seguido de un bit de parada después de recibir los bytes de datos como se muestra en la Figura 20. Finalmente los bits de estado (STATUS) indican la condición de los bytes de datos generados que se puede ver en la Tabla 3. [25] [29] Figura 20: Paquete de datos de los sensores i2c marca Honeywell Fuente: Nota técnica. Comunicaciones con sensores digitales i2c marca Honeywell Bit de estado S1 S0 Definición 0 0 Operación normal, datos validos 0 1 Sensor en modo de comandos (este modo no es visible en una condición normal) 1 0 Último dato leído satisfactoriamente, pero la data actual no se encuentra actualizada 1 1 Condición de falla Tabla 3: Descripción de los bits de estado Fuente: Nota técnica. Comunicaciones con sensores de presión digital i2c marca Honeywell 23 Cada dispositivo conectado al bus i2c es direccionable por software mediante una dirección digital única. Las etapas de salida de los dispositivos conectados al bús están diseñados en torno a una arquitectura de colector abierto por lo cual requieren resistencias pull-up a + VDD de 1 KΩ en cada línea como parte de su acondicionamiento de señal para la comunicación con la etapa de procesamiento (ver Figura 21). El diagrama esquemático de estas conexiones se incluye en la tarjeta de expansión. Figura 21: Esquema de conexión del bus i2c 3.3.2 Etapa de procesamiento Tarjeta Controladora La tarjeta Arduino es una plataforma de prototipado de hardware y software libre que se basa en un microcontrolador Atmel. Esta placa se puede adquirir preesamblada y probada, ahorrando tiempo en el diseño de una tarjeta para el microcontrolador. Se eligió este dispositivo porque los microcontroladores Atmel poseen grado médico y son utilizados en la industria de aplicaciones de monitoreo de salud. [33] Además, posee los puertos que se requieren para interconectar los diferentes dispositivos que conforman el sistema de monitoreo de acuerdo al diagrama de bloques. Asimismo, esta plataforma ofrece un entorno de desarrollo integrado (IDE) con funciones preestablecidas que reducen la lógica a lectura de entradas, control de tiempos y salidas. La alimentación de esta tarjeta electrónica puede ser a través de un ordenador por cable USB o por medio de un adaptador AC – DC o una batería para su correcto funcionamiento. En la Tabla 4 se detallan las características principales de los sistemas controladores: 24 Características Mega 2560 [35] Leonardo [35] DUE [35] Tipo de microcontrolador Atmega 2560 Atmega 32U4 AT91SAM3X8E Velocidad de reloj 16 MHz 16 MHz 84 MHz Voltaje de operación 5V 5V 3.3V Tecnología TTL TTL CMOS Corriente DC de salida para el Pin de 3.3V 50 mA 50 mA 800 mA Corriente DC de salida para el Pin de 5V 40mA 40mA 800 mA Pines digitales de E/S 54 20 54 Entradas analógicas 16 12 12 Salidas analógicas 0 0 2 (DAC) Memoria de programa (Flash) 256 Kb 32 Kb 512 Kb Memoria de datos (SRAM) 8 Kb 2.5 Kb 96 Kb Tabla 4: Cuadro comparativo de tarjetas Arduino Se eligió el modelo DUE (Ver Figura 22) pues su microcontrolador AT91SAM3X8E posee la velocidad de reloj más alta en comparación a los otros 2 modelos, además es de bajo consumo pues su tecnología es CMOS. Figura 22: Tarjeta Arduino Due Fuente: www.arduino.cc/en/Main/ArduinoBoardDue 25 Tarjeta de Expansión Se diseñó e implementó una tarjeta de expansión para el Arduino con la finalidad de incluir un puerto RS-232 debido a que el módulo ventilador automático se ubica a una distancia máxima de 2 metros del módulo ventilador manual y el microcontrolador de la tarjeta Arduino solo tiene la interfaz UART TTL y a esa distancia mencionada existe la posibilidad de caída de tensión en la señal de comunicación. El estándar RS-232 permite abarcar distancias de hasta 15 metros para transmitir información y para ello se usó el circuito Integrado MAX-3232 para convertir las señales con niveles TTL usadas por el microcontrolador a señales compatibles por el protocolo mencionado. En la Figura 23 se muestra los elementos que requiere circuito típico de comunicación serial usando este integrado. VCC C1 C2, C3, C4 3.3 V ± 0.3 V 0.1 μF 0.1 μF 5 V ± 0.5 V 0.047 μF 0.33 μF 3.3 V - 5.5 V 0.1 μF 0.047 μF Tabla 5: Valores de capacitancia según Vcc Fuente: Hoja de datos MAX-3232 Figura 23: Circuito típico del MAX-3232 Fuente: Hoja de datos MAX-3232 De acuerdo a la hoja de datos, el valor de los capacitores C1, C2, C3 y C4 dependen de la tensión de alimentación. Según la Tabla 5 para una tensión VCC=3.3V; C1, C2, C3, C4 deben tener una capacitancia de 0.1 uF. Además en la tarjeta de expansión se alojara al sensor de presión y se recibirá las conexiones que requiera la etapa de procesamiento para enviarlas a la tarjeta Arduino. Para ello se agruparan las señales en conectores (Ver Figura 24) de acuerdo al dispositivo conectado descrito en la Tabla 6. El esquemático resultante se puede ver en la Figura 25. 26 Señales Dispositivo conectado Pines de la tarjeta Arduino SPI Pantalla LCD 5V, Gnd, MISO, MOSI, SCK, Pin Digital 41, Pin Digital43 I2C Sensor de Flujo 3.3V, Gnd, SDA, SCL Digital Pulsador de bloqueo Pin Digital 8, Gnd Digital Leds indicadores Pin Digital 5, Pin Digital 6, Pin Digital 7, Gnd Serial MAX-3232 TX1, RX1 Voltaje de referencia Batería Pin Análogo A0, Gnd Tabla 6: Señales de la etapa de procesamiento Por otro lado, para definir el ancho de pista para la implementación de la tarjeta fue necesario identificar el valor de la corriente máxima que circulará en esta etapa; el cual corresponde a la corriente máxima de salida de los pines del Arduino y su valor equivale a 130mA. Finalmente, de acuerdo a las gráficas “Ancho de Conductor vs Corriente” publicadas en el estándar ANSI - IPC 2221 “Generic Standard on Printed Circuit Board Design” se establece que el ancho de pista debe ser de 0.2mm con una separación mínima de 0.3mm. Figura 24: Implementación de la Tarjeta de expansión 27 Figura 25: Diagrama esquemático de la Tarjeta de expansión 28 3.3.3 Etapa Interfaz de usuario El diseño de esta etapa se desarrolló en conjunto, como parte del proyecto ETUR, con estudiantes de la especialidad de Diseño Industrial de la facultad de Arte. Esta etapa consta de un sistema de comunicación visual sintetizado en un conjunto de símbolos que cumplen la función de guiar y orientar al usuario y está compuesta por las luces led (indican estado de conexión y alarmas), un pulsador de bloqueo para la modalidad de programación de parámetros ventilatorios y una pantalla gráfica LCD RGB de 4.3”. (Más detalle en el ANEXO 5) Pantalla Se estableció que la pantalla debe poseer función táctil que permita interactuar al usuario con el equipo a través de la interfaz gráfica de usuario. En la Tabla 7 se detallan las características principales de las alternativas de selección: LQ043T1DG28 [36] VM801B [37] GEN4-ULCD-43DCT-CLB-SB-PI [38] Voltaje de alimentación 3.3V 5V para SPI 3.3V para I2C 5V Tipo de pantalla táctil Resistivo Capacitivo Capacitivo Área visible 95.04 mm A x 53.86 111.50 mm A x 95.04 mm A x 53.86 mm H 73.50 mm H mm H Luz de fondo LED - Blanco LED - Blanco LED - Blanco Pixeles 480 x 272 480 x 272 480 x 272 Interfaz Paralelo 18 bits I²C, SPI, USB Paralelo/en serie Tabla 7: Cuadro comparativo de pantallas LCD Se seleccionó el módulo embebido multimedia LCD VM801B de 4.3” (Figura 26) que posee el microcontrolador gráfico FT801 orientado a desarrollar aplicaciones integradas para generar interfaces hombre-máquina. Figura 26: Módulo FTDI CHIP VM801B Fuente: Hoja de datos VM801B 29 Este módulo se comporta como un esclavo SPI, y requiere de un microcontrolador maestro para el envío de comandos gráficos. Además posee herramientas de diseño gráfico como el programa “FTDI EVE Screen Editor” (ver Figura 27) que genera la lista de comandos asociados a los elementos gráficos de la pantalla y cuenta con librerías compatibles con el entorno de desarrollo Arduino. Figura 27: Programa de diseño gráfico “FTDI EVE Screen Editor” 3.3.4 Etapa de alimentación La tarjeta controladora posee reguladores de tensión de 3.3 V y 5 V que permiten alimentar directamente las etapas de adquisición de datos y la interfaz de usuario; por ello en la etapa de alimentación se enfocará en seleccionar la batería y diseñar el circuito de carga que permita energizar a la tarjeta para que sus reguladores generen los voltajes de alimentación de las etapas mencionadas. Para obtener los requerimientos mínimos de la batería fue necesario hacer una medición de corriente del ensamblado de las etapas previas implementadas. La medición de corriente del sistema de monitoreo arrojo un valor de 297.3 mA. La tarjeta controladora puede ser alimentada vía USB o mediante una alimentación externa. La ventaja de usar la alimentación externa es que acepta un rango variable de voltaje de 7 - 12 V (recomendado) con límite entre 6 - 16 V y por lo tanto no se requiere una etapa que regule la tensión que entrega la batería, pues el voltaje de esta decae en el tiempo. 30 Batería En la Tabla 8 se comparan los principales parámetros que caracterizan a las baterías recargables: Tipo de Batería Parámetro Ni-Cd NiMH SLA Li-ion Níquel- Hidruro de níquel y Plomo- Ion de cadmio metal ácido litio Densidad de energía (Wh/kg) 40 60 30 90 Tensión nominal de la celda (V) 1.2 1.2 2 3.7 Ciclo de vida (h) 1000 800 500 1000 Autodescarga (% / mes) 15 20 3 6 Capacidad de corriente (Ah) Baja Media Alta Media Tabla 8: Características principales de las baterías recargables Fuente: Revista EDN número 46, Enero del 2001. Se utilizarán baterías de li-ion de 3.7V @ 2600 mAh nominal (2.75V descargado - 4.2V cargado) ICR18650-26F marca Samsung debido a que tienen una densidad de energía elevada aproximadamente el triple de las SLA y un poco más del doble que las de Ni- Cd. Además poseen un alto ciclo de vida y su porcentaje de descarga es muy pequeña, ligeramente superior a las de Li-Metal. Se decide en utilizar 6 de estas baterías conectadas de acuerdo al diagrama de conexión de la Figura 28. Como se puede ver en la Figura 29 las baterías están agrupadas en dos bloques de 3 baterías conectadas en paralelo, que a su vez se conectan entre sí en serie para aumentar su voltaje nominal obteniendo un banco de baterías con capacidad de 7.4 V @ 7800 mAh. Como se tiene una corriente máxima de aproximadamente 300mA, entonces el tiempo de duración estimado de las baterías se calcula con la división de la capacidad entre la corriente máxima, lo cual da como resultado 26 horas cumpliendo con el requisito definido. Figura 28: Diagrama de conexiones de las baterías 31 Figura 29: Bloques del banco de baterías Circuito cargador de baterías De acuerdo a la hoja de datos de las baterías seleccionadas se requiere que el circuito cargador proporcione tensión constante DC limitada en corriente [30]. Como las baterías están conectadas en serie la tensión de carga debe ser 8.4V como máximo. Se decide usar el regulador LM317 que tiene salida regulable y permitirá ajustar el voltaje a 8.4V. Para limitar la corriente de salida se conecta una resistencia en serie como se puede ver en la Figura 30, cuyo valor está en función al límite de corriente que se quiere obtener. Como criterio de diseño se establece como límite el 10% de la capacidad nominal del banco de baterías, pues una corriente de carga baja extiende el ciclo de vida de las baterías. Siendo Iout=780mA y Vref=1.25v (valor típico) obtenemos que RS=1.64Ω. Adicionalmente se requiere un potenciómetro en el terminal de ajuste, cuyo valor es de R2=10 kΩ, que permitirá variar el voltaje de salida. Figura 30: Configuración típica del LM317 Fuente: Hoja de datos del LM317 Como la corriente de carga está limitada a un valor bajo, es recomendable que durante el proceso de carga el banco de baterías sea desconectado del equipo. Esto es para asegurar que el banco alcance su máxima carga, pues como se puede ver en la Figura 31 cuando el voltaje de las baterías tiende a su carga máxima la corriente decae. 32 Figura 31: Curvas de carga de la batería ICR18650-26F Fuente: lygte-info.dk/review/batteries2012/Samsung%20ICR18650- 26F%202600mAh%20%28Pink%29%20UK.html Para ello se empleará un relé para conmutar el voltaje de alimentación que recibe la tarjeta controladora, desconectando el banco de baterías cuando esté disponible la tensión de 12V DC de las fuentes anteriormente mencionadas como se puede ver en el esquemático (ver Figura 32). Adicionalmente se incluye un diodo de protección que impida que las baterías se descarguen hacia el regulador y un par de resistencias en serie conectados a la batería, cuyos valores se encuentran en el orden de los MΩ, para generar un voltaje de referencia que permita monitorear la carga del banco de baterías desde el ADC de la tarjeta controladora con el fin de generar un mensaje de alerta que indique el nivel de baja batería del equipo. 33 Figura 32: Diagrama esquemático del circuito cargador de baterías 34 Por otro lado es necesario determinar la potencia que disipa el regulador, equivalente al producto de la diferencia de voltajes a la entrada y salida del regulador por la máxima corriente de consumo. Por mediciones se obtiene: Vin = 12 voltios Vout = 5.5 voltios (Batería descargada) V = Vin-Vout = 6.5 voltios I = 0.78A (Máxima corriente que entrega el regulador) Potencia = 6.5 x 0.78 = 5.07 watios De los cálculos se define que el regulador estará sometido a una potencia de 5.07 watios sin embargo según la hoja de datos la máxima potencia que se puede manejar sin disipador es de 1.5 watios y en consecuencia será necesario calcular la resistencia térmica del disipador que permita aumentar la evacuación de calor para mantener la temperatura de trabajo del componente un nivel estable. En la figura 33 se detalla el diagrama del montaje seleccionado para el regulador con encapsulado TO-220. Figura 33: Diagrama del montaje componente-disipador Fuente: Trujillo, F.D.; Pozo, A; Triviño, A (2011) Electrónica de Potencia. A partir de la expresión de la Ley de Ohm Térmica: T = k*Tj - Ta = w*(Rjc + Rcd + Rda) k= Coeficiente de seguridad Tj = Temperatura de la unión Ta = Temperatura ambiente w= Potencia disipada Rjc = Resistencia térmica unión-cápsula Rcd = Resistencia térmica cápsula-disipador Rda = Resistencia térmica disipador-ambiente De la hoja de datos se tiene que: Tj = 125 °C Rjc = 5 °C/w 35 Considerando que: k = 0.7 Rcd = 1.4 °C/w (separador de mica) Ta = 25 °C w=5.07 watios Rda = [(k Tj - Ta) / w] - Rjc - Rcd = [(0.7*125 - 25)/5.07] - 5 - 1.4 = 5.93 °C/w En la Figura 34 se muestra el modelo de disipador seleccionado que posee una resistencia térmica de 6.3° C/W. Figura 34: Disipador modelo Heat Sink 1.75" High Rise TO-220 Fuente: Catalogo Aavid Thermalloy. Asimismo, la elección del ancho de las pistas se basó en las gráficas “Ancho de Conductor vs Corriente” publicadas en el estándar ANSI - IPC 2221 “Generic Standard on Printed Circuit Board Design” el cual recomienda que para una corriente de 780 mA el valor mínimo de ancho de pista debe ser de 0,3 milímetros con una separación mínima de 0,4 milímetros entre las zonas conductoras. Finalmente en la Figura 35 se puede apreciar la implementación del circuito cargador de baterías con el montaje del disipador térmico seleccionado. Figura 35: Implementación del circuito cargador de baterías 36 3.4 Descripción del programa principal En la Figura 36 se muestra el diagrama de flujo del programa principal que cuenta con 2 etapas. La primera etapa abarca la subrutina para la inicialización de las variables a utilizar, la configuración de los puertos y los buses utilizados por la tarjeta controladora. En la segunda etapa se envían los comandos a mostrar en la pantalla LCD de acuerdo a la modalidad de trabajo. Primero se compara el voltaje de referencia del banco de baterías con un valor preestablecido de 2.33V, que es un tercio del voltaje mínimo de operación de la tarjeta controladora (7V), y si el voltaje es menor se muestra el mensaje de alerta “Batería Baja”. Luego se verifica si hay conexión con el módulo ventilador automático y se muestra la interfaz gráfica de acuerdo al modo de operación. Estando en modo manual, se grafican las curvas de ventilación mecánica del trabajo respiratorio aplicado por el personal médico y en modo automático, aparece la barra de comandos de parámetros ventilatorios que permitirá programar la función del módulo ventilador automático a través de la función Táctil de la pantalla LCD. (Revisar el ANEXO 5). 37 Inicio Inicialización de variables Configuración inicial: pines digitales, puerto serial, bus SPI, convertidor análogo- digi tal, bus I2C Inicialización de interrupciones Si Voltaje de referencia<2.33V? Muestra mensaje: ”Batería Baja” No No SiHay conexión con el modulo ventilador automático? Apaga Led Enciende Led indicador de indicador de conexión conexión Lectura de la función Dibuja pantalla en Táctil modo desconectado Dibuja pantalla en modo conectado Muestra valores picos Dibuja curvas de presión y volumen Figura 36: Diagrama de flujo del programa principal 38 Finalmente se incluye la subrutina de interrupción en la Figura 37 que se emplea para el proceso de adquisición de datos y para verificar el buffer de recepción y comprobar si hay respuesta del módulo ventilador automático al envío de los valores muestreados. Cada 5ms se obtiene la cuenta digital de los sensores y se calcula el valor de la magnitud física según su función de transferencia. Estos valores se almacenan en un arreglo y se emplean para generar las curvas de presión y volumen. A continuación se muestran los cálculos empleados para generar los valores de presión y volumen:  Cálculos para el sensor de presión: (cuentadigital − 1638) ∗ 2 presion = (( ) − 1) ∗ 70.3 cmH2O 13107  Cálculos para el sensor de flujo: cuentadigital (( ) − 0.1) ∗ 50 16384 flujo = mililitros por minuto 0.8 ( ) Nota: el volumen se calcula multiplicando el valor calculado de flujo por el intervalo de tiempo entre lecturas del sensor de flujo. 39 Inicio Hay bytes en el buffer? No hay conexión Hay conexión Lectura del sensor de presión Calculo de la magnitud de presion Lectura del sensor de flujo Calculo de la magnitud de flujo Calculo de la magnitud de volumen Transmisión de valores muestreados Fin Figura 37: Diagrama de flujo de la subrutina de interrupción 40 CAPÍTULO 4: PRUEBAS, RESULTADOS Y PRESUPUESTO En este capítulo, se presentan los ensayos realizados en el proceso de implementación del Sistema de Monitoreo diseñado en el capítulo 3, con sus respectivos resultados obtenidos. Por último se detalla el presupuesto para la realización del proyecto. 4.1 Pruebas realizadas 4.1.1 Pruebas realizadas con los sensores Luego de realizar la implementación de la etapa de adquisición de datos en el capítulo 3, se procedió a realizar las pruebas de medición con los sensores seleccionados en un ambiente de trabajo de 25 °C para verificar que respondían de acuerdo a lo especificado por el fabricante y cumplan con los requerimientos. Se realizaron dos tipos de ensayos:  Ensayo estático, para verificar que los errores de lectura de los sensores están dentro del margen de error indicado por el fabricante.  Ensayo dinámico, para determinar el rango útil tanto en frecuencia como en amplitud a través del cálculo de la función de transferencia que describe el comportamiento del transductor y los componentes neumáticos, tanto en el caso estático y como en el dinámico. En el caso del sensor de flujo fue necesario realizar un ensayo más para validar el cálculo de volumen a partir de la obtención de la data de flujo. Pruebas con el sensor de presión Ensayo estático Se comparó el error de lectura del sensor de presión con una lectura patrón obtenida del manómetro digital C9553, marca OMEGA, que posee una precisión de ± 0.2%. Para ello se empleó un compresor, con su variador de frecuencia, para generar un flujo de aire variable. Una vez alcanzada la muestra patrón, se registraron 5 lecturas con el módulo de monitorización, las cuales fueron visualizadas en una PC a través del monitor serial del entorno interactivo de desarrollo (IDE) Arduino. En la conexión neumática fue necesario emplear una botella para mantener el flujo de aire laminar y evitar generar errores por turbulencias en el flujo. En la Figura 38 se presenta el esquema de conexión del ensayo realizado. 41 Figura 38: Esquema de conexión del ensayo estático del sensor de presión De acuerdo a la hoja de datos del sensor de presión este posee una margen de error máximo de ± 2.0% de la escala completa, que equivale a una desviación de ± 2.8 cmH2O en la lectura de la presión. Del ensayo realizado se generó la tabla 9: Manómetro Sensor de presión (cmH2O) de presión Lectura Error digital Promedio Promedio Lectura Lectura Lectura Lectura Lectura (cmH2O) (%) N°1 N°2 N°3 N°4 N°5 0.1 0.05 0.05 0.05 0.05 0.05 0.05 0.00 5 5.14 5.06 4.96 4.92 4.89 4.994 8.49 10 9.47 9.26 9.45 9.33 9.5 9.402 4.55 15 14.47 14.49 14.27 14.29 14.43 14.39 3.06 20 19.61 19.74 19.22 19.52 19.56 19.53 3.28 25 24.53 24.38 24.44 24.5 24.53 24.476 1.08 30 29.29 29.67 29.59 29.39 29.88 29.564 3.03 35 34.5 34.27 34.44 34.62 34.71 34.508 1.82 38 37.38 37.59 37.48 37.51 37.53 37.498 0.73 Tabla 9: Mediciones de presión De la tabla 9 se puede apreciar que el error promedio obtenido en cada lectura patrón está por debajo del requerimiento de precisión mínima, es decir la lectura del sensor de presión posee un error aceptable. 42 Ensayo Dinámico Se intentó con este ensayo generar un proceso transitorio brusco que provocara un aumento casi instantáneo de presión a través de una señal escalón de 10 cmH2O. Como se puede ver en la Figura 39 esta señal fue generada al accionar una válvula que cierra el circuito neumático, permitiendo que la señal de presión generada por el compresor llegue al pulmón artificial infantil que mantendrá la señal de presión constante. Modulo de Monitorización Arduino IDE Compresor Botella PC Pulmón Variador de Artificial Frecuencia Infantil Figura 39: Esquema de conexión del ensayo dinámico del sensor de presión En la Figura 40 se muestra la evolución en el tiempo del ensayo y se puede ver que la respuesta al escalón del sensor de presión es de primer orden, pues no presenta sobre picos de presión. También se puede apreciar el comportamiento de la señal del flujo de aire que se incrementa hasta un valor máximo de 12 l/min y luego decrece hasta 0 l/min debido a que el pulmón artificial al inflarse genera una resistencia que restringe el paso de flujo de aire. 43 Figura 40: Respuesta al escalón de presión del sistema de monitoreo De acuerdo a la teoría de control, un sistema de primer orden tiene la siguiente función de transferencia: KP G(s) = τ ∗ s + 1 De la respuesta en el estado transitorio se obtiene: Kp = 1 𝜏= 0.044 Reemplazando: 1 22.73 Gpresion(s) = = 0.044 ∗ s + 1 s + 22.73 Una vez obtenido la función de trasferencia, se procede a calcular la respuesta en frecuencia a través del diagrama de bode. Como se puede ver en la Figura 41 el sensor tiene un ancho de banda de 22.73 rad/s equivalente a 217 resp/min, es decir que a señales con frecuencias mayores a 217 resp/min la lectura del sensor se empieza a atenuar. Cabe resaltar que el resultado obtenido es afectado por las características del pulmón artificial, que en un caso real varían de acuerdo a cada paciente. 44 Figura 41: Diagrama de Bode del sensor de presión Pruebas con el sensor de flujo Ensayo Estático El ensayo consistió en calcular el flujo generado por el compresor, midiendo el tiempo que demora en desplazar un volumen de agua conocido y compararlo con la lectura del sensor. Para ello se utilizó un sistema de vasos comunicantes (ver Figura 42) que tiene adherido una regla de 10cm como referencia visual. Está elaborado de acrílico con dimensiones de 10 cm x 10 cm por lado y uno de sus orificios se encuentra abierto bajo la exposición de la presión del ambiente, mientras que el otro permite el ingreso del flujo generado por el compresor. Para el cálculo del flujo se utilizó la siguiente relación: Volumen(litros) Flujo(l/min) = Tiempo(minutos) 45 Figura 42: Sistema de vasos comunicantes En la Figura 43 se presenta el esquema de conexión del ensayo realizado. Figura 43: Esquema de conexión del ensayo estático del sensor de flujo 46 De acuerdo a la hoja de datos, el sensor de flujo posee una banda de error máximo de ± 4.0% de la escala completa que equivale a una desviación de ± 2.0 litros por minuto. Se realizaron 10 tomas de tiempo del desplazamiento del volumen de agua del sistema de vasos comunicantes para calcular el flujo del compresor y se registraron 5 lecturas del sensor de flujo en el monitor serial del Arduino IDE. A partir del ensayo se generó la tabla 10: Promedio de Altura Flujo Sensor de flujo (l/min) Error tiempos calculado Lectura Lectura Lectura Lectur Lectur Lectur Promedio (segundos) desplazada (l/min) Promedio N°1 N°2 a N°3 a N°4 a N°5 (%) 2.849 10cm 21.08 21.01 20.99 21.07 20.98 21.06 21.022 0.82 3.057 10cm 20.41 20.42 20.45 20.39 20.47 20.36 20.418 0.84 .329 10cm 18.03 18.02 18.05 18.06 18.05 17.97 18.03 0.78 3.727 10cm 16.12 16.02 16.03 16.02 15.99 16.04 16.02 0.37 4.285 10cm 14.01 14.12 14.15 14.09 14.19 14.02 14.114 1.67 5.016 10cm 11.97 12.14 12 12.16 12.07 12.03 12.08 2.32 6.024 10cm 9.96 10.15 10.2 10.09 10.22 10.3 10.192 2.83 7.289 10cm 8.25 8.28 8.27 8.25 8.33 8.30 8.286 1.4 3.318 3cm 5.43 5.06 5.11 5.08 5.07 5.09 5.082 1.42 7.442 3cm 2.42 2.08 2.07 2.06 2.04 2.09 2.068 3.48 0 0 cm 0 0.02 0.02 0.02 0.02 0.02 0.02 0.00 Tabla 10: Mediciones de flujo De la tabla 10 se puede apreciar que el error promedio obtenido en cada lectura patrón está por debajo del requerimiento de precisión mínima, es decir la lectura del sensor de flujo posee un error aceptable. Ensayo Dinámico En este ensayo se generó un proceso transitorio brusco que provocara un aumento casi instantáneo de flujo a través de una señal escalón de 20 l/min. Como se puede ver en la Figura 44 se empleó el mismo esquema de conexión utilizado en el ensayo dinámico de presión, con la diferencia que se retiró el pulmón artificial para que no exista ninguna restricción y la señal de flujo se mantenga constante. 47 Modulo de Monitorización Arduino IDE Compresor Botella PC Variador de Frecuencia Figura 44: Esquema de conexión del ensayo dinámico del sensor de flujo En la Figura 45 se muestra la evolución en el tiempo del ensayo y se puede ver que la respuesta al escalón del sensor de flujo es de primer orden. También se puede apreciar que la respuestas de la señal de presión ante el escalón de flujo se mantiene oscilando entre 3 y 4 cmH2O, esto es debido a la vibración generada en el circuito neumático por el compresor. Figura 45: Respuesta al escalón de flujo del sistema de monitoreo 48 De la ecuación del sistema de primer orden: KP G(s) = τ ∗ s + 1 Donde: Kp = 1 𝜏= 0.04 Reemplazando: 1 25 Gflujo(s) = = 0.04 ∗ s + 1 s + 25 En la Figura 46 se puede apreciar la respuesta frecuencial del sensor de flujo, el cual posee un ancho de banda de 25 rad/s que equivale a a 239 resp/min, es decir que a señales con frecuencias mayores a 239 resp/min la lectura del sensor se empieza a atenuar. Figura 46: Diagrama de Bode del sensor de flujo 49 Pruebas con el cálculo de volumen Para validar el cálculo del volumen tidal se midió el desplazamiento del volumen de agua del sistema de vasos comunicantes inducido por el flujo generado con el resucitador manual infantil y se comparó con el cálculo de volumen realizado con la data del sensor de flujo, que fue registrado en el monitor serial del Arduino IDE. En la Figura 47 se presenta el esquema de conexión del ensayo realizado. Figura 47: Esquema de conexión del ensayo del cálculo de volumen A partir del ensayo se generó la tabla 11: Volumen Cálculo de volumen (ml) Promedio Error desplazado Lectura Lectura Lectura Lectura Lectura (ml) Promedio (ml) N°1 N°2 N°3 N°4 N°5 (%) 0 0.0 0.0 0.0 0.0 0.0 0.0 0.0 50 50.27 51.33 49.47 49.60 48.07 49.75 8.46 100 100.33 102.87 98.67 97.13 101.27 100.05 8.61 150 154.47 146.33 148.40 147.73 150.13 149.41 7.73 200 198.53 193.67 198.87 196.00 202.80 197.97 6.34 250 248.93 245.47 247.33 240.33 250.87 246.59 5.98 Tabla 11: Mediciones de volumen De la tabla 11 se puede observar que el error promedio obtenido en cada cálculo del ensayo es menor a 10%; es decir el cálculo de volumen tidal posee un error aceptable de acuerdo al requerimiento. 50 4.1.2 Pruebas realizadas con la interfaz de usuario Se realizó pruebas usando la interfaz de usuario del módulo de monitorización en sus dos modos de operación. En el modo manual, se verificó la generación de las curvas del trabajo respiratorio aplicado con el resucitador infantil. En la Figura 48 se puede apreciar que la grilla de los ejes de las gráficas sirven de guía para realizar un trabajo ventilatorio uniforme, además durante la gráfica de las curvas se genera una línea de color naranja que marca el promedio de los valores picos generados y a la vez se muestra el valor numérico del último pico. Figura 48: Interfaz en modo manual Finalmente en la Figura 49 se muestra el estado de la interfaz correspondiente a “Batería Baja”, donde los leds indicadores de alerta parpadean y en la pantalla se muestra el mensaje que indica un bajo nivel del voltaje del banco de baterías. Figura 49: Mensaje de alerta “Batería Baja” 51 En el modo automático se probó el funcionamiento de la barra de programación de parámetros ventilatorios para lo cual se realizó la comunicación con el modulo ventilador automático y se pudo verificar el cambio en la interfaz de usuario mostrando que la comunicación fue exitosa. Como se puede ver en Figura 50 inicialmente la barra se encuentra bloqueada, mostrando un icono de candado y requiere liberarla para lo cual se presiona el pulsador de bloqueo. Figura 50: Interfaz en modo automático Cuando la barra se desbloquea desaparece el icono del candado y aparece los botones “+” y “-” que permiten incrementar o disminuir el valor del parámetro seleccionado. (ver Figura 51) Figura 51: Barra de programación desbloqueada 52 4.2 Resultados El resultado obtenido es un sistema de monitorización de parámetros ventilatorios para transporte infantil, el cual mide la presión y el volumen del trabajo ventilatorio aplicado por el personal médico. Posee un rango de medición de 0 – 300ml ± 2.0% para volumen y 0 – 40 cmH2O ± 2.0% para presión. Gracias al trabajo conjunto con diseñadores industriales se pudo generar un producto amigable para el usuario médico, además de ser estéticamente bien logrado. (Ver Figura 52) Figura 52: Barra de programación desbloqueada Finalmente, gracias al apoyo del Instituto Nacional del Niño Sede San Borja se pudo probar el equipo en un entorno de tratamiento ventilatorio real mediante un ensayo preclínico con un cerdo sedado. (Ver Figura 53) Figura 53: Aplicación de la Ventilación Mecánica no invasiva con el Sistema de Monitorización 53 4.3 Presupuesto RECURSOS HUMANOS Actividad Costo H.H. (S/.) Cant. H.H. Total (S/.) Programación para el microcontrolador 45 250 11250 Diseño e ingeniería 45 150 6750 Fabricación de circuitos impresos 200 18200 Tabla 12: Costos de recursos humanos MATERIALES Descripción Cantidad Precio Unit. (S/.) Total (S/.) Tarjeta Arduino Due 1 180 180 Regulador lm317 1 3 3 MAX3232 1 2.5 2.5 Pantalla LCD FTDI CHIP VM801B 1 357 357 Baterías li-ion Samsung 6 25 150 Sensor de Presión 1 134 134 Sensor de Flujo 1 553 553 Borneras 2 pines 5 0.5 2.5 Resistencia 1/2W 10 0.1 1 Switch de neón 1 2 2 Conectores 2 pines 3 1.5 4.5 Conectores 3 pines 2 2 4 Conectores 10 pines 1 2.5 2.5 Condensadores 4 0.4 1.6 Leds 3 0.2 0.6 Pulsador 1 0.3 0.3 Relé 12V 1 3 3 Conector banana 1 0.5 0.5 Diodo 1N4004 2 0.1 0.2 Fuente conmutada 12V 1 15 15 Trimpot 10k 1 3 3 1420.2 Tabla 13: Costos de materiales Para calcular el gasto en recursos humanos se consideró el costo de H.H de un ingeniero recién egresado de 45 soles, dando un total de 18200 soles. El costo total aproximado para la implementación del proyecto, que incluye recursos humanos y materiales a usar es de 19620.2 nuevos soles. 54 CONCLUSIONES 1. El sistema de monitoreo de parámetros ventilatorios ha sido diseñado e implementado de acuerdo al grupo etario. 2. Se logró cumplir el objetivo específico de estudiar la terapia ventilatoria en Infantes, así como los equipos comerciales de ventilación utilizados en ella. 3. Se desarrolló un software de procesamiento el cual, mediante las funciones de transferencia de los sensores logra calcular el volumen y la presión de la línea de ingreso gaseoso del sistema. Se demostró mediante los ensayos de calibración que el sistema de monitoreo posee un rango de medición de 0 – 300ml ± 2.0% para volumen y 0 – 40 cmH2O ± 2.0% para presión. 4. La interfaz gráfica desarrollada permite visualizar y analizar las curvas de ventilación mecánica de forma sencilla y dinámica en el dominio del tiempo. Además sirven de guía para aplicar un trabajo respiratorio uniforme. 5. Se implementó los circuitos impresos de acuerdo al estándar internacional ANSI - IPC 2221. Asimismo se realizó con éxito la comunicación serial entre el sistema de monitorización y el módulo ventilador automático mediante el envío de los valores de presión y flujo sensados y de los parámetros ventilatorios programados en la interfaz de usuario usando el Max3232 de la tarjeta de expansión. 6. Se pudo probar el equipo en un entorno de tratamiento ventilatorio real mediante un ensayo preclínico con un cerdo sedado, realizado en el Instituto Nacional del Niño Sede San Borja, que permitió evaluar la eficacia del equipo en la aplicación de la ventilación mecánica y cuyo desempeño fue exitoso. 55 RECOMENDACIONES 1. Se debe validar la interfaz de usuario con una persona que posea conocimientos básicos de ventilación mecánica para medir el nivel de facilidad de uso. 2. Si bien se logró implementar un circuito cargador para un banco de baterías li-ion con el regulador LM317 se recomienda en agregar una etapa de protección de carga en base al integrado MAX 1665S que monitora el proceso de carga de las baterías. 3. Se recomienda realizar pruebas en condiciones reales con el equipo que involucre el transporte dentro de una ambulancia para detectar fallas y hacer modificaciones para un mejor funcionamiento del sistema. 4. Se recomienda realizar pruebas de seguridad eléctrica para constatar la ausencia de descargas eléctricas que pueden causar incidentes durante los procedimientos clínicos. 5. Una de las observaciones que realizaron los médicos durante el ensayo pre clínico es la necesidad de evaluar el porcentaje de la saturación de oxígeno en la sangre durante la aplicación de la terapia respiratoria. Por eso que se recomienda adaptar un oxímetro de pulso al sistema. 56 BIBLIOGRAFÍA [1] AMBÚ 2009 Hoja Técnica del Manómetro de Presión Desechable [2] GARCÍA, Alonso 2011 “Ventilación y Oxigenación en Situaciones de Urgencia”. Madrid: Asociación Española de Pediatría de Atención Primaria (AEPap) [3] SAPIESNMAN, “Conceptos Básicos de Neumática e Hidráulica”. Diccionario técnico Inglés – Español. [4] RAMOS GÓMEZ, Luis y Salvador BENITO VALES 2012 “Fundamentos de Ventilación Mecánica”. Capítulo 12: Complicaciones durante la ventilación mecánica. Primera edición. Barcelona: Marge Books. [5] CHUMO, Patricia y Danny ANTARA 2015 “Médicos Peruanos Innovadores”. Diario Medico N° 53. Lima, Abril del 2015. [6] GRUPO DE INVESTIGACION DE EQUIPOS MEDICOS Y SISTEMAS (GIDEMS) 2014 “Resucitador Volumétrico de Emergencia” [videograbación]. Lima: Pontificia Universidad Católica del Perú. [7] MENDOZA BARRENECHEA, Saúl 2009 “Protocolo de Calibración de la Concentración Parcial de Oxígeno en Ventiladores Pulmonares”. Lima: Pontificia Universidad Católica del Perú. 57 [8] FIGUEROA GARRETA, Monserrat “Ventilación Mecánica Extrahospitalaria”. Ponencia presentada en el Ayuntamiento de Zaragosa. Asociación de Sanitarios de Bomberos de España (ASBE). [9] ARMES RAMCHANDANI Ángeli., MOSEGUE MORENO María. y GALLOW HDEZ Miriam. “Ventilación Mecánica: Conocimientos Básicos” [10] DATEX – OHMEDA “Guía del principiante” [11] REIRIZ PALACIOS, Julia “Sistema Respiratorio: Anatomía”. Barcelona: Colegio Oficial de Enfermeras y Enfermeros de Barcelona. [12] THEVENET, Daniel 2014 “Sistema Reductor del Espacio Muerto en Ventilación Asistida de Recién Nacidos”. Montevideo: Universidad de la Republica Facultad de Ingeniería. [13] CARSON, Ewart y Claudio COBELLI 2001 “Modelling Methodology for Physiology and Medicine”. Volumen1, capítulo 10. Primera edicion. [14] MOMPÍN POBLET, José y otros. 1988 “Introducción a la Bioingeniería. Serie: Mundo Electrónico”. Barcelona: Editorial Marcombo. [15] PERERA GONZALES, Agustina “Manejo de la Vía Aérea y Ventilación”. Gobierno de Canarias: Consejería de Educación y Universidades. [16] TORRENTE, Carlos 2005 “Ventilación Mecánica: Principios Básicos y Aplicaciones en Pacientes Críticos”. Barcelona: Asociación de Veterinarios Españoles Especialistas en Pequeños Animales (AVEPA) 58 [17] RAMOS GÓMEZ, Luis y Salvador BENITO VALES 2012 “Fundamentos de Ventilación Mecánica”. Capítulo 10: Monitorización durante la ventilación mecánica. Primera edición. Barcelona: Marge Books. [18] BALCELLS RAMIREZ, Joan 2010 “Monitorización de la Función Respiratoria: Curvas de Presión, Volumen y Flujo”. Barcelona: España. Unidad de Cuidados Intensivos Pediátricos. Área Materno- Infantil. Hospital Vall d’Hebron. [19] Hospital General Universitario Gregorio Marañón 2013 Ventilación Asistida con resucitador manual y mascarilla. Documentación de enfermería 1 – 6. [20] VALLS, Joan Marco 2012 “Ventilación en niños, lactantes y neonatos”. INFOMED Red de Salud de Cuba. [21] IBARRA FERNANDEZ, Antonio 2015 “Tema7: Ventilación mecánica”. Web Temática de Cuidados Intensivos Pediátricos y Neonatológicos en Enfermería. [22] HONEYWELL SENSING AND CONTROL 2005 Hoja de datos del sensor de presión ASDX100D44R [23] HONEYWELL SENSING AND CONTROL 2009 Hoja de datos del sensor de presión SSCDDRD001PD2A3 [24] HONEYWELL SENSING AND CONTROL 2009 Hoja de datos del sensor de presión HSCSSNN001PD2A3 [25] HONEYWELL SENSING AND CONTROL 2012 Nota técnica. Comunicaciones con sensores de presión digital I2C. 59 [26] HONEYWELL SENSING AND CONTROL 2014 Hoja de datos del sensor de flujo AWM720P1 [27] OMRON ELECTRONIC COMPONENTS LLC Hoja de datos del sensor de flujo D6F50A6000 [28] HONEYWELL SENSING AND CONTROL 2014 Hoja de datos del sensor de flujo HAFUHM0050L4AXT [29] HONEYWELL SENSING AND CONTROL 2015 Nota técnica. Comunicaciones con sensores de flujo digital I2C [30] SAMSUNG SDI Co. 2009 Hoja Técnica de la batería recargable de ion de litio modelo ICR18650-26F [31] Castillón, Bruno. 2014 “Application to Grand Challenges Canada: Easy to use resuscitator with Addendum”. Pontificia Universidad Católica del Perú - Instituto Nacional de Salud del Niño - Sede San Borja. [32] Arellano, Daniel. 2007 “Análisis gráfico de la ventilación mecánica”. Universidad de Chile. [33] ATMEL Atmel: Biomed Aplications [34] Ministerio de Salud: Dirección General de Medicamentos, Insumos y Drogas 2011 “Reglamento para el Registro y Control y Vigilancia Sanitaria de Productos Farmacéuticos, Dispositivos Médicos y Productos Sanitarios” 60 [35] ARDUINO Productos Arduino: Tabla comparativa de especificaciones [36] SHARP ELECTRONICS Hoja de datos de TFT-LCD LQ043T1DG28 [37] FTDI CHIP Hoja de datos DE LCD VM801B [38] 4D SYSTEMS Hoja de datos de GEN4-ULCD-43DCT-CLB-SB-PI 61 ANEXOS 1.- Diagrama de bloques del proyecto ETUR. 2.- Hoja de datos del microcontrolador Atmel SAM3X8E ARM Cortex-M3 CPU. 3.- Hoja de datos del sensor de presión. 4.- Hoja de datos del sensor de flujo. 5.- Modulo Interface Prototipo de Desarrollo Capitulo1: Diseño Industrial 6.- Hoja de datos de las baterías Li ion. 7.- Hoja de datos del MAX3232. 8.- Hoja de datos del regulador LM317. 9.- Guía de Programación de la Pantalla FT800 10.- Código del programa principal 62