GOMES COSTA FERNANDES HEITOR (BR)
PEREIRA BASTOS LEONARDO (BR)
NASCIMENTO MILENA (BR)
PATERLINI DA SILVA LUIZA (BR)
| US20130239968A1 | 2013-09-19 | |||
| US20090133695A1 | 2009-05-28 | |||
| BRPI0413275A | 2006-10-10 | |||
| US7802571B2 | 2010-09-28 | |||
| US20160051791A1 | 2016-02-25 |
| REIVINDICAÇÕES 1. Gerador de fluxo e pressão para ventilação mecânica pulmonar veterinária durante cuidados críticos, anestesia ou transporte caracterizado por ser um aparelho preferencialmente portátil, capaz de ventilar um paciente através de um circuito ventilatório de ramo simples (único), que inclui uma válvula unidirecional não-comandada e capaz de controlar os parâmetros desta ventilação, incluindo, porém não os limitando, à pressão inspiratória, frequência respiratória, relação inspiração/expiração, fração de oxigénio inspirado, Pressão Positiva no Final da Expiração (PEEP) e tempos inspiratório e expiratório baseado em dados providos por um único sensor de pressão e modelos matemáticos adaptativos do sistema respiratório do paciente ventilado, facultando portanto o uso de outros sensores. 2. O Gerador de Fluxo e Pressão, de acordo com a reivindicação 1, é caracterizado por incluir uma ventoinha de estágio único acoplada mecanicamente a um motor sem escovas (brushless) cujo acionamento é controlado por microcontrolador e cuja alimentação pode ser provida por uma bateria interna. 3. O Gerador de Fluxo e Pressão, de acordo com a reivindicação 1, é caracterizado por ter a opção de ser alimentado por uma bateria interna, preferencialmente, de íons de lítio de 5000mAh com nível de tensão médio de 14,8V, e por incluir um sistema de controle, monitoramento, recarga e elevação da tensão desta bateria. 4. O Gerador de Fluxo e Pressão, de acordo com a reivindicação 1, é caracterizado por possuir, inclusive como principal, porém não exclusiva, interface de interação com o operador uma tela sensível ao toque (touchscreen) de, preferencialmente, 7 polegadas controlada por um microcontrolador, dispensando a instalação de sistema operacional convencional. FOLHAS DE SUBSTITUIÇÃO (REGRA 26) 5. O Gerador de Fluxo e Pressão, de acordo com a reivindicação 1, é caracterizado por ter a capacidade de realizar a ventilação mecânica pulmonar em animais com massa corpórea a partir de 200g. 6. O Gerador de Fluxo e Pressão, de acordo com a reivindicação 1, é caracterizado por incluir um sistema para entrada e direcionamento do fluxo de gás anestésico injetado no aparelho através de uma conexão que também pode ser utilizada para injeção de oxigénio quando o aparelho é utilizado no suporte ventilatório. 7. Um gerador de fluxo e pressão que contenha um sistema de sangria de fluxo de ar caracterizado por ter um ramo aonde o módulo do fluxo é controlado por uma válvula pneumática ajustável e que, em conjunto com uma resistência pneumática previamente projetada, é capaz de produzir e controlar a pressão positiva no final da expiração (PEEP) ao longo de um circuito de ramo simples (único - sem derivação para expiração) com pelo menos uma válvula unidirecional não controlada, com diafragma especificamente projetado para evitar reinalação ou elevação da resistência do circuito expiratório. 8. Um gerador de fluxo e pressão caracterizado por incluir um modelo embarcado do sistema respiratório do paciente e que realiza o controle Liga-Desliga de uma microválvula pneumática baseado em técnicas que, preferencialmente, levam em consideração a massa do paciente, a pressão inspiratória e a progressão do ciclo respiratório, possibilitando o controle da fração de oxigénio inspirado em ao menos 4 faixas de valores, dispensando, portanto, a utilização de sensores de concentração de oxigénio ou dispositivos específicos para a mistura de gases. 9. Um gerador de fluxo e pressão, cujo princípio de controle da fração parcial de oxigénio (Fi02) é apresentado na reivindicação 8, é caracterizado por dispensar também a conexão com qualquer rede de ar comprimido medicinal ou outra fonte de ar ambiente comprimido, FOLHAS DE SUBSTITUIÇÃO (REGRA 26) pressurizada para que seja capaz de realizar o controle de Fi02, necessitando assim, de uma conexão com pelo menos uma fonte pressurizada de oxigénio. 10. Um gerador de fluxo e pressão, cujo princípio de controle da fração parcial de oxigénio (Fi02) é apresentado na reivindicação 8 e cujas conexões dispensáveis são listadas na reivindicação 9, é caracterizado por possuir um dos níveis de Fi02 controlado igual e estável em 21% (concentração de oxigénio padrão do ar atmosférico) e, ao menos, um outro nível capaz de fornecer fração parcial de oxigénio entre 90% e 100%. 11. Um gerador de fluxo e pressão cujo princípio de controle da fração parcial de oxigénio (Fi02) é apresentado na reivindicação 8, é caracterizado por ter a capacidade de inferir se há uma conexão com uma linha de fornecimento pressurizado de oxigénio sem a necessidade da utilização de um sensor de pressão ou fluxo dedicado a tal função, utilizando para tal o processamento computacional da pressão inspiratória do paciente. 12. O Gerador de Fluxo e Pressão, de acordo com a reivindicação 1, cujo os princípios de controle da PEEP são destacados pela reivindicação 7 e os princípios de controle da Fi02 são destacados pelas reivindicações 8, 9 e 10 é caracterizado por controlar ao menos a Pressão Inspiratória Máxima (Pins), Frequência Respiratória, Tempos Inspiratório e Expiratório, Relação Inspiratória, Fi02, PEEP e Sensibilidade da Ativação da Respiração Assistida. 13. O Gerador de Fluxo e Pressão, de acordo com a reivindicação 1 e cujo os princípios de controle da PEEP são destacados pela reivindicação 7 é caracterizado pela capacidade de extrair parâmetros como, porém não limitados a, frequência respiratória, pressão inspiratória, pressão positiva no final da expiração (PEEP) e tempos inspiratórios e expiratórios, a partir do padrão respiratório do paciente, FOLHAS DE SUBSTITUIÇÃO (REGRA 26) incluindo quando o paciente está em ventilação espontânea, utilizando para tal somente um único sensor de pressão, e, também de informar tais parâmetros ao operador através da tela. FOLHAS DE SUBSTITUIÇÃO (REGRA 26) |
PULMONAR VETERINÁRIA”
A presente invenção se refere ao campo das máquinas cujo objetivo é gerar um suporte de pressão e de fluxo de gases respiráveis que são controlados e utilizados durante a Ventilação Mecânica Pulmonar, mais especificamente, durante aquela fornecida à pacientes veterinários.
A ventilação mecânica ou suporte ventilatório é definida por Carvalho et. al. em Ventilação mecânica: princípios, análise gráfica e modalidades ventilatórias como “um método de suporte para o tratamento de pacientes com insuficiência respiratória aguda ou crónica agudizada”. A ventilação mecânica, cujo objetivo é promover a adequada troca gasosa e por consequência oxigenação do paciente, consiste, de maneira resumida, em criar uma pressão positiva nas vias aéreas superiores do paciente; resultando em um fluxo inspiratório que infla o pulmão do paciente. Após um determinado período, a pressão positiva é removida ou reduzida, permitindo que o paciente exale espontaneamente.
Diversos são os parâmetros que podem ser controlados durante a ventilação mecânica a fim de melhorar o desempenho da ventilação e o conforto do paciente, sendo exemplos: a frequência respiratória; o perfil da curva e o módulo do fluxo inspiratório; o valor máximo e o perfil da curva de pressão inspiratória; a concentração de oxigénio inspirado; os tempos inspiratório e expiratório; e a Pressão Positiva ao Final da Expiração (PEEP).
A anestesia consiste em induzir farmacologicamente um estado de analgesia, perda de sensibilidade ou consciência, sendo esta perda de consciência total durante a anestesia geral. Durante a anestesia geral, a ventilação mecânica é necessária para manter adequada troca gasosa e, nos casos em que a anestesia é promovida por narcóticos que são inalados pelo paciente, promover também adequada sedação. Durante a anestesia promovida por agentes inalatórios, é comum a modificação do circuito ventilatório para propiciar adequada dosagem, economia de agentes anestésicos e/ou redução da contaminação da sala de cirurgia com tais agentes. Duas são as principais configurações de circuitos ventilatórios utilizados: o Sistema Mapleson’s F, popularmente conhecido como Baraka ou Circuito Aberto; e o circuito Semi- Aberto.
Máquinas ou equipamentos que realizam o suporte ventilatório, a ventilação mecânica e/ou controlam os parâmetros associados a tal ventilação são conhecidos e comumente denominados de ventiladores ou respiradores. Assume-se, na redação deste texto, o termo Aparelho como uma referência direta ao Gerador de Fluxo e Pressão para Ventilação Mecânica Pulmonar, a presente modalidade da invenção.
Algumas máquinas são capazes de realizar a ventilação mecânica somente durante a anestesia, sendo exemplos MU68006489, PI99039869A2 e EP1579884B1, ademais, tais máquinas possuem dimensões e massa elevadas, impedindo ou, ao menos, dificultando a sua movimentação e transporte. Outras como as MU76002489U2, WO2004112873A1, US7721736B2 são capazes de ventilar somente durante o suporte ventilatório, sem a presença de agentes anestésicos inaláveis.
É comum também que as máquinas de anestesia possuam como princípio atuador um fole, que enche e esvazia continuamente, controlando a ventilação através da variação de volume do fole entre as fases do ciclo respiratório. Tal princípio de funcionamento possui desvantagens como imprecisão no volume ventilado, limitações de aplicação relativas à massa dos pacientes e necessidade de manutenção e limpeza, uma vez que os gases da exaustão adentram o fole.
Um fator comum dentre os ventiladores, principalmente dentre aqueles que são destinados aos pacientes veterinários, é a dependência de uma fonte de gás pressurizado, como os apresentados nas patentes MU76002489U2 e PI07029519A2, o que impõe limites à utilização desses aparelhos, uma vez que os cilindros são pesados e grandes e as redes de gases hospitalares, quando existentes, são fixas, impedindo o transporte neste caso. Além disso, a alimentação do aparelho através de tal fonte de gás exige a inserção de um item de segurança para alívio de pressão das vias respiratórias em caso de falha no sistema de válvulas, elevando o custo dos ventiladores.
Outro aspecto relevante destes ventiladores é a incapacidade destes de, simultaneamente, controlarem a fração de oxigénio inspirado pelo paciente (Fi02) dispensando a utilização de um sensor para realimentação do sistema de controle, como é apresentado na patente W02002047741A2 e WO2012032434A1 , ou a utilização de um sistema de mistura de gases (, Blender ), como apresentado pela patente WO1998009677A1. Ambas as alternativas de controle da Fi02 brevemente apresentadas acrescentam custos de fabricação e manutenção ao sistema proposto.
Um último ponto relevante é a capacidade do ventilador veterinário em produzir e controlar a PEEP. As alternativas existentes no mercado utilizam-se normalmente de um circuito de ramo duplo, tal qual o apresentado pela patente EP2153859A1, o que dificulta a montagem e eleva o custo dos componentes do ventilador e do circuito respiratório. Alternativas são a utilização de uma válvula unidirecional proximal controlada, como a apresentada pela patente W01999059517A1, ou a utilização de gás motriz para geração do PEEP. Todas as alternativas apresentam ao menos um dos seguintes problemas: custo da válvula; dificuldade de montagem por parte do operador; ou custo do gás motriz despendido para manutenção da pressão.
Ainda considerando os ventiladores destinados aos pacientes veterinários, destaca-se o Ventpet Plus (Ventlogos - Brasil), que é capaz de realizar a ventilação mecânica durante suporte ventilatório ou anestesia, porém possui limitações como: dependência de uma fonte de ar comprimido medicinal ou oxigénio que estejam pressurizados dentro de limites bem estabelecidos; a fração de oxigénio inspirado e a relação entre os tempos inspiratório e expiratório não são controláveis; os controles são analógicos; ausência de bateria interna; o display deste ventilador não é sensível ao toque; e a geração da PEEP implica em elevado consumo de oxigénio, alterando a Fi02 inspirada e reduzindo o tempo em que o ventilador pode funcionar quando alimentado por cilindros.
Com o intuito de solucionar tais problemas e explorar as limitações das inovações existentes, desenvolveu-se a presente invenção, que reúne em um único aparelho preferencialmente as seguintes características:
• realizar ventilação mecânica durante suporte ventilatório com ou sem a presença de agentes anestésicos utilizando o Circuito de Ramo Único, Sitema Mapleson’s ou Circuito Semi-fechado;
• ter capacidade de realizar ventilação mecânica em um paciente veterinário com massa maior do que 200g.;
• realizar a ventilação mecânica sem a necessidade de conexão com nenhum sistema de alimentação, seja ele gases pressurizados ou alimentação elétrica, por pelo menos 4 horas;
• possibilitar a remoção de uma válvula de alívio de pressão normalmente adicionada ao circuito do paciente uma vez que a ventoinha não é capaz de gerar pressões acima de 55 cmH20, mesmo quando em potência máxima. Algo diferente do que ocorre em sistemas pneumáticos alimentados por uma pressão de entrada da ordem de 350kPa. Tal remoção infere em direta redução do custo de fabricação;
• possuir sistema interno de recarga e monitoramento da bateria; • fornecer uma Pressão Positiva no Final da Expiração (PEEP) controlável sem a utilização de uma válvula unidirecional controlada, circuito duplo e/ou aumento do consumo de gás motriz pressurizado;
• ter capacidade de realizar o controle da Fração de Oxigénio Inspirado (Fi02) sem a presença de um sensor específico para o controle desta variável ou dispositivo mecânico dedicado à mistura de gases popularmente conhecido como Blender;
• ter capacidade de monitorar parâmetros respiratórios do paciente mesmo quando o Aparelho não estiver ventilando, ou seja, quando o paciente estiver respirando espontaneamente;
• ter massa, nesta modalidade de invenção, de aproximadamente 3kg ou mais leve, e, volume total de aproximadamente 4,8L ou menor, facilitando o transporte do Aparelho para manutenção da ventilação mecânica pulmonar durante o transporte do paciente.;
• ter tela sensível ao toque e de 7 polegadas com design intuitivo, que constitui a principal, porém não necessariamente exclusiva, interface com o operador.
É necessário que se faça entender que a presente modalidade da invenção apresentada incorpora um número significativo de avanços quando comparado com o estado da técnica, no entanto, todos contribuem para alcançar conjuntamente as características descritas acima.
A invenção poderá ser melhor compreendida através da seguinte descrição detalhada, em consonância com as figuras em anexo, em que:
A Figura 1 é uma vista frontal em perspectiva de uma configuração preferencial, mas não limitante, do Gerador de Fluxo e Pressão para Ventilação Mecânica Pulmonar, objeto da presente invenção. A Figura 2 é uma vista traseira em perspectiva de uma configuração preferencial, mas não limitante, do Gerador de Fluxo e Pressão para Ventilação Mecânica Pulmonar objeto da presente invenção.
A Figura 3 ilustra o diagrama de blocos do sistema pneumático preferencial, mas não limitante, desta modalidade da invenção.
A Figura 4 apresenta o diagrama de controle e comando do Gerador de Fluxo e Pressão para Ventilação Mecânica Pulmonar.
A Figura 5 ilustra o diagrama de alimentação elétrica do Gerador de Fluxo e Pressão para Ventilação Mecânica Pulmonar.
A Figura 6 ilustra o diagrama de controle da Fi02 do Gerador de Fluxo e Pressão para Ventilação Mecânica Pulmonar.
A Figura 7 apresenta a variação da Fi02 oferecida a um paciente específico quando apenas a frequência respiratória é alterada.
A Figura 8 apresenta a variação da Fi02 oferecida a um paciente específico quando apenas a pressão inspiratória é alterada.
A Figura 9 apresenta uma vista em corte da válvula unidirecional não controlada utilizada em conjunto com o Gerador de Fluxo e Pressão para Ventilação Mecânica Pulmonar.
O presente Aparelho possui um gabinete (20) preferencialmente composto pelas partes frontal (07) e traseira (05), fabricadas preferencialmente em plástico ABS e totalmente separáveis, e cujo fechamento e fixação ocorrem, preferencialmente, com um total de 6 parafusos (10), apresentados nas Figuras 1 e 2.
Ainda relacionado à Figura 1, pode-se observar que o gabinete frontal (07) possui um rasgo retangular para uma tela (06), que é preferencialmente colorida, sensível ao toque e de 7 polegadas. Ao gabinete frontal (07) é acoplada uma alça superior (08) preferencialmente composta de alumínio, enquanto que o gabinete traseiro (05) possui rasgos em sua face lateral para acomodar o conector de alimentação elétrica de corrente alternada (01), a chave liga/desliga (02), o conector padrão NBR11906 (03) para fornecimento de oxigénio medicinal a partir de cilindros de 02 ou redes hospitalares, e o conector pino com diâmetro preferencial de 6mm (04) para conexão com concentrador de oxigénio ou vaporizador de anestésico, conectores estes que também são representados na Figura 3.
Em relação à tela (06), ela constitui, preferencialmente, a principal interface do aparelho com o operador, servindo de entrada de comandos por parte do operador e exibindo parâmetros da ventilação. Destaca-se ainda que, preferencialmente, as configurações de ventilação estão disponíveis e são configuráveis simultaneamente ao monitoramento da ventilação, sem que haja a necessidade de interrupção do monitoramento para ocorrer a configuração da ventilação. Tal sistema independe do idioma configurado.
A Figura 2 apresenta a vista traseira de uma configuração preferencial do Aparelho, oposta à vista apresentada na Figura 1. Deste lado do equipamento encontram-se conectores que podem fazer a interface com o paciente, nomeando-os: o conector do ramo inspiratório (14), que canaliza a principal parcela dos gases inspiratórios ao paciente; o conector para fornecimento de oxigénio suplementar ou gases anestésicos (12); e o conector para tomada de pressão proximal (13). Aos conectores (12) e (13) são conectadas a mangueira geminada (29), composta preferencialmente de silicone e com diâmetros internos de 5,5mm e 2,0mm. O conector (14) pode ser acoplado à traqueia (58) que leva os gases da inspiração até o paciente. A Figura 2 apresenta também o botão (knob) (11) que, ao ser girado, preferencialmente pelo operador, ajusta o nível de PEEP observado pelo paciente (59).
O Aparelho pode contar com rasgos para resfriamento dos componentes internos (16) e furos (17) para fixação dos mesmos. Ele pode possuir uma alça adicional (09) que facilita a utilização do aparelho em paredes de jaulas ou laterais de berços e macas. A saída (15) exala os gases da sangria do circuito principal, cujo módulo do fluxo é ajustado pela Válvula Reguladora (28), controlada, por sua vez, preferencialmente pelo botão (11), e cujo fluxo deve passar pela restrição projetada (23). Esse arranjo, enquanto fechada a Válvula de Ventilação (22), produz uma pressão residual ao final da expiração (PEEP) observada pelo paciente.
O rasgo (18) no gabinete traseiro (05) possibilita a admissão de gases do ambiente que passarão pelo filtro (19) e serão posteriormente direcionados ao paciente, passando pela ventoinha (21), Válvula de Ventilação (22), conector do ramo inspiratório (14), traqueia (58) e válvula unidirecional do paciente (30), como pode ser observado no diagrama exibido pela Figura 3.
A pressão inspiratória máxima apresentada ao paciente é controlada variando a velocidade angular do motor sem escovas (brushless) (43), que está mecanicamente acoplado à ventoinha (21). Tal controle é realizado, preferencialmente, por um microcontolador dedicado (41), alterando a tensão resultante (RMS) e a frequência do sinal elétrico que é amplificado pelo driver do motor (42) e que alimenta o motor (43) desta ventoinha (21).
A Válvula de Ventilação (22) é a responsável por interromper a pressão e o fluxo gerados pela ventoinha, permitindo que o paciente (59) exale através da Válvula Unidirecional não comandada (30) posicionada próxima ao paciente. Controlando os tempos de abertura e fechamento desta válvula, é possível controlar os tempos de inspiração e expiração, a relação entre estes tempos e a frequência respiratória.
O enriquecimento de oxigénio do ar inspirado pode ser realizado por ao menos duas maneiras:
• Conectando uma fonte de 02 (concentrador, cilindro ou rede) ao conector (04) caso esta fonte possua um fluxômetro capaz de ajustar o módulo do fluxo de oxigénio ofertado ao Aparelho. Quando nesta configuração, o gás adicional passa pela válvula unidirecional (24.2) e segue para o paciente através do conector (12) e da mangueira (29). Nesta configuração, o aparelho não exerce influência direta sobre a concentração de Fi02 final oferecida ao paciente.
• A segunda é a partir da conexão de uma fonte de gás pressurizada diretamente ao conector (03), sem o uso de nenhum método de redução ou controle de fluxo. O oxigénio adicional passa então pela válvula unidirecional (24.1), pela restrição projetada (25) e pela válvula de oxigénio (26) até chegar ao paciente através do conector (12) e da mangueira (29). Nesse cenário, para controlar ativamente a Fi02, o Aparelho se utiliza do modelo de controle especificado na Figura 6 e posteriormente descrito.
O conector (04) também pode ser conectado a um vaporizador de agentes anestésicos.
Para facilitar a montagem do circuito do paciente, composto pela traqueia principal (58) e pela válvula unidirecional do paciente (30), incorporou-se ao sistema uma mangueira geminada (29) que facilita a montagem e reduz o número de componentes do circuito do paciente, uma vez que em uma só mangueira estão presentes os dutos que conduzem o oxigénio adicional ou agente anestésico e que possibilita a medição da pressão do paciente.
O transporte do oxigénio utilizado para elevar a Fi02 ou gases anestésicos até próximo à válvula unidirecional não controlada (30) pela mangueira geminada (29) favorece a economia de oxigénio e/ou gases anestésicos, uma vez que esses componentes se acumulam na traqueia (58) durante a expiração, sendo carregados posteriormente pelo fluxo inspiratório para o pulmão do paciente (59). A válvula unidirecional não comandada do paciente (30) é apresentada em mais detalhes pela Figura 9, sendo constituída preferencialmente por um corpo de polímero (65), e possui:
• uma conexão com o paciente com diâmetros de 15mm e 22mm (61);
• um êmbolo, que pode ser separado em haste (62) e tampa (64) preferencialmente, mas não limitante, constituído de silicone com dureza de 65 Shore A e de raio preferencialmente igual a 30,5mm;
• um canal de canalização dos gases expiratórios (60);
• uma conexão para conduzir os gases expiratórios (31); e
• uma conexão com o Aparelho com diâmetros preferenciais, mas não limitante, de 15mm e 22mm (63).
Tal configuração permite expiração adequada do paciente, sem reinalação e/ou elevação da resistência da via aérea mesmo em uma válvula não comandada.
É de igual contribuição para o funcionamento adequado da válvula unidirecional não comandada do paciente (30) o sistema de sangria composto pela resistência fixa (23) e pela saída de gases (15). A válvula (30) pode possuir também uma saída com conexão com raio interno preferencialmente igual a 22mm (31), que pode ser utilizada exalação dos gases expirados pelo paciente, reduzindo/evitando a contaminação do ambiente por agentes anestésicos, vírus e/ou bactérias.
Todo o sistema é controlado e regido por um programa embarcado que é executado internamente por pelo menos um microcontrolador principal (39), conforme é apresentado pela Figura 4. Tal microcontrolador principal recebe informações, inclusive da tensão da bateria de íons de lítio (40), o que permite que o microcontrolador tome decisões baseadas inclusive no histórico de cargas e capacidade da bateria, como a de gerar alarmes de bateria baixa ou até mesmo, em casos extremos, de interromper a ventilação para evitar que a bateria seja danificada.
A bateria (40) é projetada para permitir ventilação mecânica pulmonar com pressão inspiratória configurada para 25cmH20 por um tempo mínimo de 4 horas.
O microcontrolador principal (39) é responsável inclusive por gerenciar o conteúdo exibido na tela (06), gerar alarmes e processar as informações passadas pelo operador através de toques na superfície de tal display. Componente essencial de interface entre a tela (06) e o microcontrolador (39) é o controlador de vídeo (38), responsável por interpretar os comandos do microcontrolador principal e transmiti-los ao display (06). Tal metodologia de controle da tela (06) permite a redução dos custos de fabricação do sistema, uma vez que possibilita a utilização de um microcontrolador com reduzido poder de processamento, dispensando inclusive o uso de sistemas operacionais para sistemas embarcados, o que reduz ainda mais o custo de fabricação do equipamento.
É de responsabilidade também do microcontrolador principal (39) executar ao menos as rotinas de controle da Fi02, dos tempos inspiratórios e expiratório, da pressão inspiratória e as de controle dos alarmes, todas elas baseadas nas entradas fornecidas pelo operador, pelo sensor de pressão (27) e pelos estados passados da ventilação e da bateria.
Para garantir um funcionamento seguro, todas as interfaces de potência do microcontrolador são preferencialmente protegidas por isoladores, sejam eles discretos (35) ou acoplados ao driver do motor (42). Os isoladores discretos podem cumprir o papel de interface entre o microcontrolador principal (39) e os sistemas de acionamento da válvula principal (32), válvula de controle de oxigénio (33) e o autofalante do sistema de alarmes (34). Através de processamento de sinais, o microcontrolador principal (39) também é capaz de inferir se há uma conexão válida com uma linha de pressão através do conector (03) sem que para isso exista um sensor de fluxo ou pressão dedicado a esta função. Para tal, o microcontrolador (39) envia um comando de abertura da válvula de enriquecimento (26) durante um período de até no máximo 100ms enquanto o paciente expira; caso haja uma rede válida conectada, a pressão medida pelo sensor (27) sofrerá uma rápida e breve alteração. Repete-se o procedimento por ao menos 4 vezes e, caso o resultado seja positivo em ao menos 80% dos testes, a conexão é dada como válida. O teste pode ser repetido, caso se julgue necessário. A partir do resultado deste teste é possível inclusive informar ao operador de alguma configuração inválida ou incorreta relacionada ao controle da Fi02.
A Figura 5 ilustra o diagrama de alimentação elétrica do Aparelho, cuja principal fonte de energia pode ser chaveada automaticamente pelo carregador e gerenciador da bateria (45) entre a bateria de íons de lítio (40) e a fonte conversora CA/CC (44), que opera com tensões de entrada que podem variar preferencialmente de 100 a 240V, 50 ou 60Hz, e fornece uma tensão de saída preferencialmente igual a 24V.
As funções do gerenciador da bateria são, mas não se limitam
(45):
• controlar os regimes de carga e descarga da bateria (40).;
• impedir que a bateria (40) seja descarregada a ponto de sofrer danos por conta da sobre utilização.;
• impedir que a bateria (40) seja danificada por carregamento excessivo.;
• impedir que a bateria (40) seja danificada por sobrecarga.;
• permitir carregamento mesmo que o Aparelho esteja desligado - chave liga/desliga (02) na posição desliga.; • impedir carregamento caso a temperatura da bateria não se encontre no intervalo preferencial de +5 e +45°C.
A conexão elétrica entre o elevador de tensão 10-24V (46) e o gerenciador da bateria (45) é realizada preferencialmente através da chave (02).
O elevador de tensão (46) possui a função de elevar a tensão da bateria, que pode variar preferencialmente de 10,4 a 16,8V, para níveis preferencialmente próximos a 24V e suficientemente estáveis para o correto funcionamento do Aparelho e de todas as suas funcionalidades, como, por exemplo, as válvulas e o motor da ventoinha, representados na Figura 5 pelo bloco (47).
O elevador de tensão (46) alimenta inclusive um abaixador não linear de tensão (buck) (48), o qual reduz a tensão para, preferencialmente, 5V, possibilitando a alimentação dos demais componentes eletrónicos de baixa potência (49) que se utilizam de isoladores (35) para garantir a segurança e acionar os componentes de potência do sistema (47).
O método de controle da fração de oxigénio inspirado pelo paciente (Fi02) é ilustrado na Figura 6. A pressão inspiratória aferida pelo sensor de pressão (27) é amostrada a uma taxa preferencial de 200Hz e filtrada através de um filtro passa-baixas com frequência de corte preferencialmente igual a 40Hz (50). Este sinal serve então como parâmetro de entrada no modelo pulmonar do paciente (53) assim como a informação da massa do paciente (51) que pode ser segregada em ao menos 3 grupos.
O modelo da válvula de 02 e de seu sistema de suprimento de gases (52) pode ser fixo graças à restrição projetada (25) em série com o caminho do gás adicional (oxigénio). Tal restrição limita o fluxo máximo que passará pela válvula de oxigénio (26), reduzindo o possível efeito capacitivo que a linha de suprimento de gás teria sobre o módulo do fluxo do gás adicional, o que poderia dificultar o controle da Fi02 quando fossem selecionados valores de Fi02 próximos a 21% ou quando o paciente tivesse pouca massa.
As informações geradas pelo modelo pulmonar do paciente (53) e pelo modelo da válvula de 02 (52) são parâmetros de entrada do sistema de controle da Fi02 proposto (55), que, por sua vez, é executado internamente ao microcontrolador principal (39). São também parâmetros de entrada do sistema (55) a fase do ciclo respiratório (54) e o nível de Fi02 configurado pelo paciente (56). A saída do sistema de controle (55) é a ação de controle sobre a válvula de oxigénio (26), que controla tão somente a abertura e o fechamento da mesma.
É importante ressaltar que o sistema de controle de Fi02 proposto apresenta uma importante evolução quando comparado aos sistemas atuais, uma vez que ele não possui vazamentos como os sistemas de mistura encontrados no mercado e não necessita de um sensor para realizar o fechamento da malha de instrumentação, reduzindo os custos de manutenção e de fabricação do aparelho. No entanto, é necessário que o operador tolere uma variação de até 7 pontos percentuais sobre o valor de Fi02 configurado, como exibe as Figuras 7 e 8.
A Figura 7 apresenta a correlação entre a frequência respiratória e a Fi02, enquanto a Figura 8 apresenta a correlação entre a pressão inspiratória e a Fi02 para o sistema proposto e implementado nesta modalidade da invenção. Durante os experimentos representados nas Figuras 7 e 8, mantiveram-se constantes todos os parâmetros da ventilação que não estavam sendo investigados, incluindo aqueles dependentes do pulmão, como a complacência pulmonar e a resistência de via aérea.
É importante destacar que as duas variáveis analisadas são as de maior impacto no desempenho do controle da Fi02, uma vez que, para o método de ventilação utilizado (PCV), elas exercem influência direta sobre o volume corrente entregue ao paciente, mesmo que as outras variáveis se mantenham constantes.