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6 IV. MARCO TEÓRICO 4.1 El Sistema Respiratorio Este sistema comprende: Un conducto aerífero formado por la laringe, la tráquea y los bronquios y subdivisiones más pequeñas. Esta sección es la encargada de permitir la entrada de aire a las superficies respiratorias. El órgano esencial de la respiración es el pulmón, rodeado por una membrana serosa, la pleura. Es en el pulmón donde se efectúan los intercambios gaseosos entre el aire del ambiente y la sangre. El aire ingresa por las fosas nasales, y luego, circula por la faringe y llega a la tráquea, que se divide en dos bronquios, cada uno de los cuales penetra en un pulmón. Los pulmones son los órganos de respiración donde se produce la hematosis, proceso durante el cual los glóbulos rojos absorben oxígeno y se liberan del anhídrido carbónico. El proceso de respiración está compuesto por dos fases: Inspiración: Al inspirar realizamos ligeros movimientos que hacen que los pulmones se expandan y el aire ingrese en ellos mediante el tracto respiratorio. Espiración: En la espiración, el diafragma sube, presionando los pulmones y haciéndoles expulsar el aire por las vías respiratorias. En la Figura 4.1 se muestran los elementos del sistema respiratorio, y en la Figura 4.2 se muestran los procesos de inspiración y espiración.

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IV. MARCO TEÓRICO

4.1 El Sistema Respiratorio

Este sistema comprende:

Un conducto aerífero formado por la laringe, la tráquea y los bronquios y

subdivisiones más pequeñas. Esta sección es la encargada de permitir la

entrada de aire a las superficies respiratorias.

El órgano esencial de la respiración es el pulmón, rodeado por una membrana

serosa, la pleura. Es en el pulmón donde se efectúan los intercambios

gaseosos entre el aire del ambiente y la sangre.

El aire ingresa por las fosas nasales, y luego, circula por la faringe y llega a la

tráquea, que se divide en dos bronquios, cada uno de los cuales penetra en un

pulmón. Los pulmones son los órganos de respiración donde se produce la

hematosis, proceso durante el cual los glóbulos rojos absorben oxígeno y se liberan

del anhídrido carbónico.

El proceso de respiración está compuesto por dos fases:

Inspiración: Al inspirar realizamos ligeros movimientos que hacen que los

pulmones se expandan y el aire ingrese en ellos mediante el tracto

respiratorio.

Espiración: En la espiración, el diafragma sube, presionando los pulmones y

haciéndoles expulsar el aire por las vías respiratorias.

En la Figura 4.1 se muestran los elementos del sistema respiratorio, y en la Figura

4.2 se muestran los procesos de inspiración y espiración.

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Figura 4.2: Proceso de respiración: a)Inspiración y b) Espiración.

Figura 4.1: Elementos del Sistema RespiratorioHumano

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Cada vez que se respira, se renueva el aire de los 80 m2 de superficie que tienen los

pulmones. Diariamente respiramos entre 14 y 18 kilos de aire, que muchas veces

está lleno de partículas nocivas y contaminantes, virus y microbios que entran con el

aire a los pulmones. Es por esto que las enfermedades más comunes son las

respiratorias, lo que se comprueba cada invierno, cuando se ven los hospitales

colapsados por la gran cantidad de gente que asiste por algún problema respiratorio,

especialmente los niños, que son los más afectados. Recordemos solamente la

cantidad de niños afectados por el friaje en zonas alto-andinas como Cuzco,

Huancavelica, Ayacucho, Apurímac, entre otras, en el año 2011.

4.2 Consideraciones médicas y fisiológicas

En esta sección es importante presentar algunos conceptos médicos y fisiológicos

que permitan comprender el funcionamiento del sistema respiratorio, los

requerimientos y métodos para la medición de su eficiencia, haciendo uso

principalmente de una técnica no invasiva, como lo es la espirometría.

4.2.1 Volúmenes y Capacidades Pulmonares

La mecánica pulmonar, la pared torácica, la actividad de los músculos en el proceso

respiratorio, son determinantes en el volumen de gas (aire) que ingresa a los

pulmones. El volumen pulmonar puede alterarse por problemas patológicos y

fisiológicos.

Existen cuatro volúmenes pulmonares estándar y cuatro capacidades

pulmonares estándar que constan de dos o más volúmenes en combinación:

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VC (volumen corriente o volumen tidal)

Es el volumen de aire movilizado en cada respiración normal y tranquila. Es de

aproximadamente 500 ml., equivalente al 3% del peso corporal ideal.

VIR (Volumen Inspiratorio de Reserva o Volumen de Reserva Inspiratoria)

Es el máximo volumen de aire que puede ser inspirado a partir del volumen

corriente, es decir, el volumen que puede inhalarse al final de una inspiración

normal, es de aproximadamente 3.1 lts., que equivale aproximadamente al 50% de

la capacidad pulmonar total (CPT).

VER (Volumen Espiratorio de Reserva o Volumen de Reserva Espiratoria)

Es el máximo volumen de aire que puede ser espirado durante una espiración

forzada máxima, es decir, es el volumen evaluado a partir de finalizar la espiración

tranquila. Equivale a cerca del 20% de la capacidad pulmonar total con un volumen

de 1.2 lts.

VR (Volumen Residual)

Es el volumen de aire que permanece en el pulmón después de una espiración

máxima. El aumento de este valor indica atrapamiento aéreo y su ausencia

provocaría que los pulmones colapsen. En condiciones normales es de 1.2 lts y

equivale aproximadamente al 20% de la capacidad pulmonar total.

CPT (Capacidad Pulmonar Total)

Es la máxima cantidad de aire que albergan los pulmones después de una

inspiración forzada, que es de aproximadamente 6 litros. La CPT es la suma del

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Volumen Corriente (VC), el Volumen Inspiratorio de Reserva (VIR), el Volumen

Espiratorio de Reserva (VER) y el Volumen Residual (VR), así:

VRVERVIRVCCPT

CV (Capacidad Vital)

Es el volumen de aire capaz de ser movilizado por los pulmones. Es la suma del

Volumen Corriente (VC), el Volumen Inspiratorio de Reserva (VIR) y el Volumen

Espiratorio de Reserva (VER), así:

VERVIRVCCV

La CV es de aproximadamente 4.8 litros y equivale a cerca del 80% de la capacidad

pulmonar total.

CI (Capacidad Inspiratoria)

Es la suma del Volumen Corriente Tidal y el Volumen de Reserva Inspiratoria. En

términos de la espiración corresponde al máximo volumen que puede inhalarse

después de una espiración normal. Su valor es de aproximadamente 3.6 litros y

equivale a cerca del 60% de la capacidad pulmonar total. Viene dada por:

VIRVCCI

CRF (Capacidad Residual Funcional)

Es la cantidad de aire que permanece en los pulmones después de una espiración

normal. Viene a ser la sumatoria del VER y del VR, así:

VRVERCRF

En la Figura 4.3 puede observarse los volúmenes y capacidades indicadas.

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4.2.2 Espirometría

La Espirometría es una prueba de función pulmonar que evalúa el volumen de aire

que puede movilizarse dentro y fuera de los pulmones; es decir, evalúa la capacidad

ventilatoria de un individuo.

La Espirometría registra el volumen de aire que se respira a través del tiempo

(volumen/tiempo) (Figura 4.4) y la curva de flujo volumen (CFV) registra el flujo del

aire espirado en la coordenada vertical (flujo: volumen/tiempo, L/seg) contra el

volumen de aire espirado en la coordenada horizontal, es decir la velocidad de salida

del aire a los diferentes volúmenes del pulmón (Figura 4.5).

La prueba espirométrica o espirográfica consiste en realizar una inspiración

máxima seguida de una espiración forzada en una boquilla especial, constituyendo

una prueba relativamente simple y reproducible gráficamente. El espirómetro permite

obtener el trazado o el registro volumen-tiempo y el de flujo-volumen de la

respiración [Toledo, 2001], tal como se indica en el párrafo anterior.

Figura 4.3: Espirograma del ciclo respiratoriocon capacidades y volúmenes estándar.

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El espirómetro ofrece una muy baja resistencia para respirar y, con la colaboración

aceptable del paciente, la forma de la curva espirométrica es puramente función de

la capacidad pulmonar del mismo, el estado de su pecho y de la resistencia del aire.

Es importante indicar que, un espirómetro no puede proveer de mediciones

referentes a volumen residual (RV), Capacidad Residual Funcional (FRC) o la

Figura 4.4: Curva Volumen-Tiempo

Figura 4.5: Curva Flujo-Volumen

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Capacidad Pulmonar Total (CPT) solo por mediciones del volumen espirado. La FRC

depende del tamaño corporal incrementando aproximadamente 32-51 ml/cm de

altura [Levitzky, 1993], sexo, postura de la prueba, determinando así si un factor

patológico está afectando el funcionamiento del pulmón considerado normal. Para el

control de la FRC se recurre a mediciones del nitrógeno espirado, prueba de helio

inspirado o prueba pletismográfica.

El uso básico de la espirometría está dirigido a la detección de enfermedades

restrictivas y obstructivas, resultado de un incremento de la resistencia al flujo en las

vías respiratorias que puede deberse a:

Deterioro de la estructura alveolar que resulta en un cierre prematuro de las

vías aéreas.

Disminución en el diámetro de las vías causado por broncoespamo o

presencia de secreciones que incrementa la resistencia al flujo.

Bloqueo parcial de la vía traqueo-faríngea que en casos extremos puede

deberse a un tumor que disminuya el diámetro de la vía ocasionando un flujo

turbulento.

Existen dos tipos de contraindicaciones para el uso de la espirometría: las absolutas

que implican un riesgo grave y las relativas. Entre las absolutas encontramos la

angina de pecho inestable y operaciones oculares recientes que puedan llevar al

desprendimiento de la retina. Entre las relativas se sugiere evitarse su uso ante la

presencia de problemas bucales, hemiplejia facial, náuseas, incomprensión de la

maniobra espirométrica, y en algunos casos de estado físico y mental deteriorado.

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4.2.3 Evaluación del Funcionamiento Respiratorio

Para evaluar la eficiencia y la posible detección de disfunciones respiratorias se

necesita de exámenes clínicos que permitan evaluar el estado del paciente. La

Prueba de Funcionamiento Pulmonar (PTF de las siglas en inglés de Pulmonar Test

Function) o Prueba Funcional Ventilatoria (PFV) es una práctica que permite:

Valorar la aptitud física y cuantificar la capacidad pulmonar o en su defecto las

deficiencias respiratorias del paciente.

Diagnosticar diferentes tipos de enfermedades respiratorias.

Evaluar la respuesta del paciente a las terapias por trastornos ya

determinados.

Diagnóstico preoperatorio para determinar cuando la presencia de una

enfermedad respiratoria incrementa el riesgo de cirugía.

Las técnicas PTF comúnmente usadas son la Espirometría, Pletismografía y la

Capacidad de Difusión.

Este test presenta importantes limitaciones como son:

No se puede determinar que porción de los pulmones están dañados o

enfermos, solo se determina la presencia de la enfermedad.

Existe una total dependencia de la cooperación del paciente, lo que excluye a

pacientes con enfermedades críticas, niños y en ocasiones chequeos de

rutina.

En consecuencia, para una correcta evaluación se recurre a procedimientos

complementarios como son: el examen físico, evaluación del historial médico y

pruebas de rayos X entre otros.

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4.2.4 Parámetros Espirométricos

Los siguientes parámetros son de utilidad en espirometría:

Capacidad Vital Forzada (CVF o FVC): Máximo volumen exhalado en

forma rápida con un esfuerzo máximo.

Volumen Espiratorio Forzado en el primer segundo (VEF1 o FEV1) el

cual es el volumen de aire exhalado en el primer segundo durante una

maniobra de CVF.

Flujo Espiratorio Máximo (PEF o FEM) máximo valor alcanzado en la

curva de flujo respiratorio.

Flujo espiratorio forzado entre el 25 y el 75% de la CVF (FEF25-75%)

flujo medido sobre el segmento descendente de la curva del flujo

respiratorio, entre los valores mencionados.

VEF1%: Índice de Tiffenau (VEF1/CVF), es la relación del volumen de

aire espirado en función del tiempo, y refleja la fracción de la capacidad

vital expulsada durante el primer segundo de una espiración forzada

precedida de una inspiración también forzada. Este índice permite

diferenciar de forma sencilla trastornos ventilatorios de origen

obstructivo y restrictivo.

Cabe destacar que estos parámetros están determinados por la talla, edad y sexo de

las personas. En presencia de enfermedades respiratorias estos declinan

considerablemente.

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4.2.5 Requerimientos en el Diseño de Espirómetros

Los espirómetros se han ido perfeccionando considerablemente en los últimos años.

Se han simplificado y resultan mucho más confiables que los anteriores. En general,

reúnen y con frecuencia superan las recomendaciones mínimas de la (ATS/ERS)

que se resumen en la Tabla 4.1. Diferentes instituciones internacionales como la

ATS (Sociedad Americana del Tórax), la AARC (Asociación Americana de Cuidado

Respiratorio), OSHA (Administración de Salud y Seguridad Ocupacional) y NIOSH

(Instituto Nacional para la Salud y Seguridad Ocupacional), han establecido

estándares y recomendaciones para el diseño de espirómetros referentes a la

resolución (mínimo flujo y volumen detectable) y linealidad del instrumento, así como

la gama de valores usuales de tiempo, flujo y volumen.

Tabla 4.1: Recomendaciones Mínimas para los Sistemas deEspirometría (ATS, 1995)

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Existen otros requerimientos, en este caso provenientes de los usuarios (terapistas

respiratorios y médicos), consistentes en:

Ser simple de usar.

Ser seguro y efectivo al cumplir con los estándares médicos y electrónicos.

Poseer una rutina de calibración relativamente simple y estable que permita

ajustes del personal médico.

Ser robusto y que no requiera altos costos de mantenimiento.

Poseer un desplegado gráfico de la prueba.

Utilizar un sensor que pueda ser limpiado, incluso desechado.

Contar con un proveedor confiable que pueda proporcionar entrenamiento,

servicio y reparación.

Que posea instrucciones de operación, rutina de mantenimiento y calibración.

Uno de los puntos clave para mantener el control de calidad de la prueba es la

calibración del instrumento.

La calibración depende principalmente del tipo de sensor utilizado. Algunos

proveedores sugieren que esta sea realizada diariamente con una jeringa certificada

de 3 litros. Además del flujo y del volumen se debe considerar en la evaluación del

instrumento, la linealidad y el estado físico.

Los espirómetros pueden medir directamente volumen o el flujo. Cabe aclarar

que las mediciones indispensables de un espirómetro son flujo o volumen y el

tiempo. Teniendo flujo y tiempo se puede integrar el volumen. Asimismo, teniendo

volumen y tiempo se puede derivar flujo. En la Tabla 4.2 se detalla las diferencias

entre los espirómetros con sensor de flujo o de volumen.

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4.2.6 Requerimientos para Validar la Prueba Espirométrica

La prueba debe constar de un mínimo de tres maniobras satisfactorias, y

preferentemente un máximo de ocho, idealmente con una variabilidad menor de 0.2L

en el FEV1 y FVC, para considerar una correcta evaluación y graficación. Las

variaciones en el aire ventilado son altamente dependientes de la posición de la

persona debido a variaciones en la presión intrapleural. Para la prueba en adultos se

obtendrán mejores resultados si se asegura que el paciente se siente erguido con

Tabla 4.2: Diferencias entre espirómetros de flujo y de volumen

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los pies apoyados firmemente en el piso. En los niños es a menudo mejor si se

realiza de pie. Se recomienda tapar la nariz por medio de una pinza nasal para evitar

inspiraciones inconscientes durante la prueba, colocando además la boquilla con los

labios apretados alrededor de ella. Se espirará el aire tan rápido y tan

prolongadamente como sea posible, de forma que los pulmones queden vacíos (con

tan solo el volumen de reserva). De acuerdo con la ATS, al menos dos de las tres

mejores espiraciones no deben variar entre sí más del 5% o más de 100 ml.

Siempre se valorará la maniobra desde su inicio, curso y finalización. El

espirómetro debe ser capaz de acumular por lo menos el volumen de aire exhalado

en un tiempo de 15 segundos y volúmenes de aire mayores a 8 litros con un error

máximo de 3%.

En pacientes con obstrucción, puede tomar varios segundos la espiración de

aire. Se debe reconocer a esos pacientes a los cuales el esfuerzo se vea reducido

por dolor de pecho, problemas abdominales, problemas de incontinencia e incluso

por falta de confianza. El mal entendimiento de la maniobra es la causa del 90% de

los problemas encontrados.

4.2.7 Interpretación de la Prueba Espirométrica

Para poder interpretar correctamente una espirometría deben seguirse siempre unos

pasos concretos, y en el mismo orden:

1. Mirar la forma y duración de las curvas, tanto las de volumen/tiempo como las

de flujo/volumen, aportando mucha más información la de flujo/volumen.

2. Leer los valores de las variables. Debe empezarse por la relación FEV1/FVC,

luego la FVC y por último el FEV1.

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Lo anterior demanda que debemos conocer los patrones normales, obstructivos,

restrictivos y mixtos.

Patrón Normal

En ausencia de patología, la espirometría no muestra alteraciones, si bien en

determinados sujetos puede haber algunas pequeñas variantes de la

normalidad que no son patológicas. En este patrón es habitual que la CVF

sea igual a la CV. El VEF1 es la cantidad de aire que una persona expulsa

durante el primer segundo de una maniobra espiratoria forzada. En la Figura

4.6 se muestra la curva volumen/tiempo normal y en la Figura 4.7 se presenta

la curva flujo/volumen normal.

En sujetos con mucha fuerza muscular, podemos encontrar un PEF

muy elevado, presentando una especie de “capuchón” en la curva flujo-

volumen, tal como se muestra en la Figura 4.8. Igualmente en algunos sujetos

jóvenes sanos puede aparecer una ligera “joroba” en la parte descendente de

la curva, que no tiene significado patológico, lo que se puede observar en la

Figura 4.9.

Figura 4.6: FVC y FEV1 en una curvanormal volumen-tiempo

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Patrón Obstructivo

En la patología obstructiva existe un obstáculo a la salida del aire contenido

en los pulmones, o que va a condicionar la existencia de menores flujos y un

enlentecimiento de la salida del aire.

Se define como una reducción del flujo espiratorio máximo respecto de

la capacidad vital forzada, y se detecta mediante la relación VEF1/CVF que

Figura 4.7: FVC y FEV1 en una curvanorma flujo-volumen

Figura 4.8: “Capuchón”característico en sujetosde mucha fuerza muscular

Figura 4.9: Ligera“joroba”, en algunossujetos sanos

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será menor del 70%. Se observa una CVF normal, un VEF1 disminuido y

principalmente el índice VEF1/CVF también disminuido. Los flujos

dependientes del esfuerzo como el flujo espiratorio pico (PEF1) y el FEF 25-

75% no deben utilizarse para valorar el grado de obstrucción. En las figuras

4.10 y 4.11 se pueden observar las curvas correspondientes a

volumen/tiempo y flujo/volumen.

Figura 4.10: Patrón normal y obstructivo enuna curva volumen-tiempo

Figura 4.11: Patrón normal y obstructivo enuna curva flujo-volumen

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Patrón Restrictivo

La restricción supone una incapacidad para mover la misma cantidad de aire

que en circunstancias normales. Puede deberse a causas pulmonares

(fibrosis, amputación quirúrgica de parte de un pulmón, atelectasias,

ocupación de espacios alveolares por líquido…) o bien a causas relacionadas

con la pared torácica que impidan la correcta expansión de la misma

(cifoescoliosis severa, problemas neuromusculares…). En otras palabras, es

la reducción de la capacidad pulmonar total (CPT), y por lo tanto de la

capacidad vital (CV). Las enfermedades restrictivas limitan la expansión

pulmonar, que se manifiesta en disminución del VEF1 y de la CVF. El

VEF1/CVF aparece normal. Las curvas del patrón restrictivo pueden

apreciarse en las figuras 4.12 y 4.13.

Figura 4.12: Patrón normal y restrictivo en una curvavolumen-tiempo

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Patrón Mixto

Algunos individuos pueden mostrar también evidencia de una combinación de

obstrucción aérea y una CVF baja, como pueden observarse en las figuras

4.14 y 4.15.

Figura 4.13: Patrón normal y restrictivo en una curvaflujo-volumen

Figura 4.14: Patrón normal y mixto en una curvavolumen-tiempo

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En las tablas 4.3 y 4.4 se muestran los posibles patrones de pruebas

espirométricas:

Interpretación CVF VEF1 VEF1/CVF%

Espirometría normal Normal Normal Normal

Obstrucción de vías aéreas Baja normal Bajo Bajo

Restricción pulmonar Baja Bajo Normal

Combinación de Obstrucción

y Restricción

Baja Bajo Bajo

Figura 4.15: Patrón normal y mixto en una curva flujo-volumen

Tabla 4.3: Enfermedades pulmonares y resultado de la espirometríaTabla 4.3: Enfermedades pulmonares y resultado de la espirometría

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Parámetros Hombres

jóvenes

Mujeres

jóvenes

Hombres

ancianos

Capacidad Inspiratoria 3.6 2.4 2.6

Volumen de Reserva

Espiratoria

1.2 0.8 1.0

Capacidad Vital 4.8 3.2 3.6

Volumen Residual 1.2 1.0 2.4

Capacidad Residual

Funcional

2.4 1.8 3.4

Capacidad Pulmonar Total 6.0 4.2 6.0

Volumen de Espacio Muerto 0.16 0.1 0.18

En la Figura 4.16 se presenta un diagrama de evaluación espirométrica.

4.3 Leyes Físicas que gobierna el Sistema Respiratorio

Debido al complejo funcionamiento fisiológico del pulmón, se trata de establecer

concordancia con nuestro entendimiento y situación real, por medio de leyes o

dogmas físicas.

El aire, al igual que otros fluidos, se mueve de una región de mayor presión a

otra de menor presión. El intercambio de gases en el organismo es posible por

medio de una diferencia de presión existente en el interior del pulmón y una fuerza

externa. En condiciones normales, la inspiración ocurre cuando la presión alveolar

cae por debajo de la presión atmosférica (0 cm de H2O). El movimiento del

Tabla 4.4: Volúmenes pulmonares en individuos sanos

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diafragma y de las paredes del pecho por los músculos intercostales, produce la

fuerza para lograr esa presión negativa, encontrando oposición al movimiento por la

presencia de resistencia elástica de las paredes del pulmón, y por la fuerza de

fricción ante el flujo de gas en el pulmón, tejido de la pared torácica y vías aéreas. El

trabajo requerido para vencer la resistencia de fricción se pierde; pero el trabajo

hecho para vencer la resistencia elástica de las paredes es almacenado, de forma

similar a un resorte en la ley de Hooke, y utilizado en la espiración, permitiendo que

esta última acción sea un movimiento regularmente pasivo.

Figura 4.16: Diagrama de evaluación espirométrica

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4.3.1 Tipos de Flujo Respiratorio

El movimiento del aire al respirar, presenta principalmente dos tipos de flujo:

Laminar

Caracterizado por que las partículas de los fluidos se mueven a lo largo de

láminas adyacentes sin mezclarse. La agitación de las partículas del fluido es

solo de naturaleza molecular y están restringidas a moverse en trayectorias

esencialmente paralelas, debido regularmente a la acción de la viscosidad. El

estudio del flujo laminar es descrito por la ley de Poseuille.

Turbulento

Caracterizado por que las partículas de los fluidos no permanecen en capas,

sino que se mueven en forma heterogénea a través del flujo, deslizándose

más allá de otras partículas y chocando con algunas otras, produciendo un

mezclado rápido y continuo del flujo. La medición de turbulencia es descrita

por el número de Reynolds. Debido a que en la turbulencia el movimiento de

las pequeñas masas de fluido es caótico, aún en pequeñas distancias, resulta

matemáticamente irrealizable determinar el movimiento de las partículas

individuales del fluido. Sin embargo, considerando el movimiento promedio de

las agregaciones de partículas de fluido o por medio de métodos estadísticos,

se puede obtener relaciones matemáticas.

El flujo transicional es una mezcla de los flujo laminar y turbulento que suele

ocurrir en puntos de ramificación o próximos a obstrucciones parciales.

El flujo laminar en la respiración ocurre solamente en las vías más pequeñas,

donde la velocidad lineal del flujo aéreo es extremadamente baja. La

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velocidad lineal en cm/s es igual al flujo en cm3/s dividido entre el área de

corte transversal.

El flujo turbulento en la respiración y el transicional son ocasionados por flujos

inspiratorios-espiratorios altos y variables, vías aéreas grandes, cambios de

diámetro de los pulmones y vías respiratorias, ramificaciones y ángulos

existentes en el sistema respiratorio.

4.3.2 Número de Reynolds

El número de Reynolds, descrito por Osborne Reynolds en 1883, es un número

adimensional utilizado para caracterizar el movimiento de un fluido. Es el cociente

resultante de comparar las fuerzas de inercia y los términos viscosos de las

ecuaciones de Navier – Stokes que gobiernan el movimiento de los fluidos. La

fórmula que describe el número de Reynolds en un tubo es:

)1.4(

DV

u

DVR ss

e

Donde:

: es la densidad del flujo dada en (Kg/m3)

sV : es la velocidad característica del fluido, cuya unidad es (m/s)

u : es la velocidad cinemática del fluido expresada en (Kg/m.s) 510

D : es el diámetro de la tubería a través de la cual circula el fluido en (m)

: es la velocidad dinámica del flujo expresado en 52 10)/( sm

En la clasificación de flujos laminares y turbulentos, si el número de Reynolds es

inferior de 2000 el flujo será laminar, y si es mayor de 4000 el flujo será turbulento.

Par un valor crítico de este parámetro entre 2000 y 4000, existe una zona de

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30

incertidumbre y el comportamiento del fluido no puede ser modelado,

considerándose como flujo transicional.

El índice de Reynolds puede verse afectado por varias condiciones incidentes como:

La quietud inicial del fluido

La forma de entrada del tubo

La rugosidad del tubo

4.3.3 Ley de Poseuille

También llamada Hagen – Pouisuille, es una ley física formulada en 1840

concerniente al volumen de flujos estacionarios laminares o líquidos viscosos

uniformes e incomprensibles, que pasa a través de un tubo cilíndrico definida por:

)2.4(88

2144

2

L

PPR

x

PRR

dt

d

Donde:

: es el flujo expresado en m3/s

: es la mediana de la velocidad expresada en m/s

x : es el vector de dirección de flujo expresado en m.

R : es el radio interno del tubo expresado en m.

P : es la diferencia de presión entre los dos terminales expresada en Pa.

L : es la longitud del tubo expresada en m.

: es la viscosidad dinámica del fluido expresada en 510)./( smKg

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31

V. MATERIALES Y MÉTODOS

La metodología empleada es la siguiente:

a. Definir la instrumentación usada por el espirómetro.

b. Construir el espirómetro virtual, tanto a nivel de hardware como a nivel

de software.

c. Efectuar las pruebas espirométricas.

d. Efectuar las conclusiones en base a los resultados obtenidos y efectuar

algunas recomendaciones para trabajos futuros.

5.1 Instrumentación Espirométrica

5.1.1 Mediciones de Flujo

Para la determinación de una enfermedad respiratoria, resulta de interés conocer la

presión interior del pulmón y la diferencia de presión que existe entre éste y el medio

ambiente, es decir su capacidad y esfuerzo. Como se mencionó anteriormente, un

procedimiento para medir la diferencia de presión en el organismo, es medir el flujo

entrante al sistema respiratorio. Otra técnica es la medición directa de volúmenes.

De acuerdo a la señal sensada, los espirómetros se clasifican en espirómetro de

flujo y espirómetro de volumen.

Espirómetro de Flujo:

Los espirómetros de flujo miden directamente el flujo ventilatorio, y por

integración el volumen.

Espirómetro de Volumen:

Los espirómetros de volumen obtienen el volumen ventilatorio directamente y

por diferenciación el flujo.

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Para lograr un tratamiento o procesamiento electrónico, habitualmente se eligen los

espirómetros de flujo, que es el que se utilizará en este trabajo de investigación.

El procedimiento más común para medir el flujo, es por medio de dispositivos

en los que el caudal de aire o líquido produce una diferencia de presión,

regularmente como respuesta a una obstrucción en el flujo. Tal es el caso de los

Flujómetros de Orificio, de Pitot, tubos de Venturi, Vortex, sensores de turbina y de

desplazamiento, dispositivos utilizados habitualmente en la industria. Estos

instrumentos presentan una zona muerta significativa debido a su morfología, lo que

las inhabilita para utilizarse en mediciones Ventilatorias de seres vivos. Estos tipos

de flujómetros se presentan en la Figura 5.1.

En consecuencia, a nivel médico se utilizan los neumotacógrafos, cuyo

funcionamiento se basa también en el principio de medición de presión producida

por obstrucción en el flujo, aunque con diversificaciones en las leyes físicas que

rigen su comportamiento.

Figura 5.1: Flujómetros por medición de presión diferencial, del tipoa) Orificio, b) Cánula, c) Venturi, d) Pitot, e) Codo centrífugo, f) Lazocentrífugo.

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33

5.1.2 El Neumotacógrafo

Los neumotacógrafos son sensores de flujo gaseoso que transforman la señal

primaria, es decir, el aire espirado por el paciente, en presión diferencial

proporcional. Dicha presión diferencial es producida por la presencia de una

resistencia neumática en la boquilla del neumotacógrafo. Dicha resistencia es

conocida como neumotacómetro. De acuerdo al tipo de neumotacómetro, los

neumotacógrafos se clasifican en:

Neumotacógrafos de turbina

Neumotacógrafos de gradiente térmico

Neumotacógrafos ultrasónicos

Neumotacógrafos de resistencia neumática, que puede clasificarse en

Neumotacógrafo de Fleisch y Neumotacógrafo de Lilly.

En el presente trabajo se ha utilizado el neumotacógrafo de resistencia neumática

tipo Lilly.

Los neumotacógrafos de resistencia neumática, como el que se muestra en la

Figura 5.2, son considerados sensores de flujo gaseoso que provocan una caída de

presión diferencial proporcional al flujo de aire que pasa a través de un elemento de

resistencia neumática. Dicha resistencia es constante a través del rango de

medición, y la presión es proporcional al flujo a través del tubo.

Figura 5.2: neumotacógrafo de Resistencia Neumática.

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La sensibilidad depende de la estructura geométrica del neumotacógrafo, que puede

presentar dos clases de variantes: de tipo Fleisch y de tipo Lilly.

Neumotacógrafo de Fleisch

En este tipo de neumotacógrafo, el sistema de resistencia es implementado

con tubos capilares de 1 ó 2 mm de diámetro y de 3 ó 5 cm de longitud,

colocados en paralelo, formando una estructura cilíndrica de varios

centímetros de diámetro, tal como puede apreciarse en la Figura 5.3.

Neumotacógrafo de Lilly

En este tipo de neumotacógrafo, se sustituyen los tubos capilares por

membranas o por una membrana metálica, siendo su funcionamiento,

básicamente igual. En la Figura 5.4 se puede observar este tipo de

neumotacógrafo.

Figura 5.3: neumotacógrafo de Fleisch.

Figura 5.4: neumotacógrafo de Lilly.

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Los neumotacógrafos de resistencia neumática son los más utilizados en el mundo

por su practicidad, costo y durabilidad. El principio físico que rige su funcionamiento

es la ley de Poseuille, dada por la ecuación (4.2).

Una condición indispensable para poder aplicar la ley de Poseuille, es que el

flujo de la espiración sea laminar, es decir, que cumpla con un índice de Reynolds

menor a 2000. Dicha exigencia se puede garantizar colocando una película

reticulada en la boquilla del neumotacógrafo, que redistribuya el flujo. El índice de

Reynolds estará entonces influenciado por el tamaño de los orificios de dicha

película.

A ambos lados de la resistencia neumática, se presentará una diferencia de

presión que puede convertirse en una señal eléctrica por medio de un transductor

piezoresistivo, por ejemplo, una galga extensiométrica.

El diagrama de bloques de un espirómetro de flujo se presenta en la Figura

5.5, que comprende de un sensor de flujo gaseoso (neumotacógrafo), un transductor

de presión, el circuito de acoplamiento o acondicionamiento, un convertidor A/D y un

dispositivo computacional que incluye hardware y software.

Figura 5.5: Diagrama de un Espirómetro de Flujo.

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Si el cuerpo del neumotacógrafo se encuentra a una temperatura inferior que la

temperatura corporal, se produce un descenso en la temperatura del gas espirado,

que provoca condensación del vapor de agua en la malla o tubos capilares, según

sea el caso. Esto aumenta el valor de la resistencia y provoca una sobrevaloración

de las medidas de flujo. Para evitar este problema, se coloca una resistencia

eléctrica calefactora (Figura 5.6) alrededor del cuerpo del neumotacógrafo, que

mantiene la temperatura a 37°C. Otro parámetro importante a considerar al usar un

neumotacógrafo, es el volumen de aire dentro del mismo, que puede fluir de forma

bidireccional, y de no ser directamente acoplado, puede suceder que el paciente al

momento de inspirar aire, reciba el aire que exhaló en una prueba anterior, debido al

espacio muerto.

5.1.3 Galgas Extensiométricas

Las galgas extensiométricas son elementos que tienen la propiedad de cambiar la

magnitud de resistencia eléctrica en respuesta proporcional a una deformación o

estrés. El elemento extensiométrico puede ser líquido, un aislante con relleno

electroconductivo, un metal o un semiconductor. En la Figura 5.7 puede apreciarse

el aspecto físico de una galga extensiométrica.

Figura 5.6: Neumotacógrafo tipo Fleisch con resistenciacalefactora.

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El factor de galga, que es una medida de la sensitividad de la galga extensiométrica

ante una tensión aplicada en un extremo, viene dada por:

)1.5(/

/21

/

/

llv

ll

RRK

Donde:

1: representa la sensitividad debida a un cambio en la longitud

v2 : es la sensitividad debida a un cambio en el área de sección transversal

ll //

: es un factor que expresa el cambio en la resistencia ante la presencia de

tensión.

Las galgas de material semiconductor están caracterizadas por un factor de

galga hasta 2 veces mayor que las de metal, es decir, el cambio de resistencia ante

una deformación es mucho mayor. Los semiconductores más sensibles al stress son

el Silicio (Si), el Germanio (Ge), el Arseniuro de Indio (InSb), el Fosfato Índico (InP),

el Arseniuro de Galio (GaAs) y el Antimonio de Galio (GaSb). Las más utilizadas son

las galgas de Silicio, porque son químicamente inertes y su tecnología es

ampliamente desarrollada a nivel industrial. Otra versión de galgas semiconductoras

es un diafragma de Silicio que actúa como un elemento elástico. Las galgas forman

Figura 5.7: Aspecto físico de una GalgaExtensiométrica.

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estructuras de medio puente o puente completo, que son usualmente combinadas

con elementos de compensación de temperatura.

5.2 Construcción del Espirómetro Virtual

De acuerdo a los requerimientos y objetivos propuestos, como son costo, exactitud,

facilidad de manejo, portabilidad y procesamiento electrónico de datos, se decidió la

implementación de un neumotacógrafo de flujo de resistencia neumática tipo Lilly. A

continuación se describe el procedimiento seguido en la construcción de cada una

de las partes constitutivas.

5.2.1 Partes del Sistema

Las partes componentes del sistema implementado son:

a) Captura de la magnitud física (flujo de aire) por medio del

neumotacógrafo de Pantalla Lilly.

b) Sensado de la presión diferencial dentro del neumotacógrafo

correspondiente al flujo de aire espirado por el paciente, y lo que

indirectamente medimos es el voltaje en los terminales de salida del

sensor de presión MPX2100DP.

En la Figura 5.8 puede observarse los componentes (a) y (b)

c) Acondicionamiento de la señal:

Primera parte: Acondicionamiento de la temperatura dentro de la

cavidad de neumotacógrafo, es decir se controla la temperatura de

una resistencia calefactora de 10 (neumotacómetro), evitando la

condensación del vapor de agua en las paredes interiores del

neumotacógrafo y del sensor de Presión Diferencial MPX2100DP.

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Para el control de temperatura se utiliza un sensor en grados Celsius

LM35, colocado internamente cerca de la resistencia calefactora que

registra la temperatura actual dentro del neumotacógrafo. El valor

entregado por dicho sensor es comparado con un voltaje de

referencia de 3.5 V, equivalente a 35°C y acondicionado por dos

amplificadores. Si el voltaje resultante (error) es mayor a 1 voltio

excita al optoacoplador 4N25, activando la resistencia de

calentamiento. El diagrama correspondiente se presenta en la Figura

5.9.

Flujo de aire

Filtro de fibrasintética

Mangueras deconexión

Resistencia calefactora

Sensor de presión diferencial

Salida deVoltaje

Neumotacógrafo

Figura 5.8: Representación delneumotacógrafo y sensor de flujo

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La alimentación para el sensor LM35 y el LM311 proviene de una

fuente de 5V, mientras que la resistencia calefactora es alimentada

con otra fuente de 5V, para así asegurar que el optoacoplador

funcione correctamente, mientras que el amplificador TL081 es

alimentado por una fuente simétrica de V15 .

Segunda parte: Acondicionamiento analógico de la señal

proveniente del sensor MPX2100, usando un amplificador de

instrumentación AD524, tal como se aprecia en la Figura 5.10.

Figura 5.9: Diagrama correspondiente al Control detemperatura del neumotacógrafo

Figura 5.10: Acondicionamiento de la señalproveniente del sensor de presión

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d) Conversión A/D y procesamiento de la señal:

La conversión A/D se realiza por intermedio de una tarjeta de adquisición

de datos NI USB-6008 de National Instruments de 12 bits de resolución,

alimentado a 10V, que toma la señal amplificada proveniente del

amplificador AD524 y lo digitaliza para su procesamiento posterior.

Es importante mencionar que el sensor MPX2100DP, mostrado en la

Figura 5.11, puede medir presiones en el rango de 0 a 100 kPa, que

corresponde a un rango de voltaje entre 0 a 40mV, con offset nulo. Esto

implica que el amplificador AD524 amplifica la señal proveniente del

sensor 100 veces, necesario para que pueda acoplarse a la tarjeta de

adquisición NI USB 6008.

e)

En la Figura 5.12 se presenta el diagrama completo del sistema de

sensado, acondicionamiento y adquisición, constituidos por: el sensor, el

amplificador y la tarjeta de adquisición de datos. Asimismo, en la Figura

5.13 se presenta el aspecto físico de la tarjeta de adquisición indicada, y

en la Figura 5.14 el aspecto físico del sistema implementado.

Figura 5.11: Aspecto del sensor MPX2100DP

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Figura 5.12: Acondicionamiento de señal yadquisición de datos

Figura 5.13: Aspecto físico de la tarjeta deadquisición de datos NI USB 6008

Figura 5.14: Aspecto físico del Espirómetro de flujo

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f) Filtraje y Procesamiento de la señal mediante LabVIEW: Se usa un filtro

Pasa Bajo IIR y luego el procesado de la señal para obtener el flujo

medido usando la ecuación de Poseuille.

Es necesario indicar que la tarjeta de adquisición se configuró para

trabajar con tensiones en el rango de +7V a +12V con una frecuencia de

muestreo de 10Khz. Posteriormente se implementa el filtro pasa bajo con

frecuencia de corte de 10 Hz. El filtro es un IIR del tipo Butterwoth.

Posteriormente se implementa la igualdad de Hagen-Poseuille que

permite convertir el voltaje medido por el sensor en flujo laminar de aire

exhalado por el paciente.

Las mediciones de flujo y de volumen son guardadas en un archivo de

datos para posteriormente ser recuperadas.

g) Monitoreo o Interfaz con el Usuario mediante LabVIEW.

Para el monitoreo del flujo y volumen de aire expirado, las señales son

fusionadas en una sola gráfica. El monitoreo del flujo de aire solo será

posible por medio de la lectura de los datos guardados previamente y

pasados hacia el displayamiento gráfico. El programa el LabVIEW se

muestra en la Figura 5.15.

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5.2.2 Costos

El costo correspondiente a los componentes mecánicos-eléctricos: neumotacógrafo

y la manguera de aire, es de 30 nuevos soles. Los componentes electrónicos como:

Circuitos integrados amplificadores, optoacopladores, sensor de presión, sensor de

temperatura, tarjeta de placa impresa, entre otros, asciende a 300 nuevos soles. La

tarjeta de adquisición de datos asciende a 250 dólares (720 nuevos soles). No se

contempla el costo del software, debido a que la UNAC tendría que renovar licencia

de LabVIEW; por lo que se programaría en C++, que no implica costo adicional. En

caso de usar LabVIEW, se puede usar la versión de prueba, que tampoco implica

costo alguno, ya que está incluido en el costo de la tarjeta. En total, el costo

asciende a la suma de 1050 nuevos soles ($ 368). Este costo está muy por debajo

de un espirómetro comercial.

Figura 5.15: Programa de adquisición, procesamiento y monitoreo en LabVIEW.

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45

VI RESULTADOS

6.1 Resultados de la Prueba Espirométrica

Para efectuar las pruebas, se consideró los requerimientos considerados en la

sección 4.2.6, realizando más tres (03) pruebas de espiración de una persona de

sexo masculino de 40 años, hasta lograr una gráfica estable que sea considerada

como válida luego de la comparación con los patrones espirométricos.

Antes de correr el programa de adquisición, se requiere que la tarjeta de

adquisición de datos NI USB-6008 esté conectada al circuito electrónico presentado

en el informe anterior, y al puerto USB, para así lograr la transmisión y la conversión

A/D de la señal proveniente del sensor de presión diferencial.

La prueba final realizada arrojó una lectura de 3.75 litros de la Capacidad Vital

Forzada (CVF), tal como puede observarse en la parte superior izquierda de la

Figura 6.1, muy aproximada a la correspondiente de un patrón normal según la ATS,

que es una CVF de 3.89 litros, como puede apreciarse en la parte superior derecha

de la figura indicada. Dicho patrón fue presentado en la Figura 4.6 de la sección

4.2.7.

Figura 6.1: Pantalla de la prueba espirométrica.

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VII. DISCUSIÓN

7.1 Comparación con un Patrón Espiratorio Normal

En la parte izquierda superior de la Figura 6.1 se puede apreciar la curva real del

volumen de aire expirado por una persona de 40 años, a la derecha superior se

aprecia la curva normal de volumen, en la parte inferior izquierda se aprecian los

diferentes patrones de personas con problemas respiratorios que fueron tratados en

la sección 4.2.7, y en la parte inferior derecha se presenta un cuadro que señala el

índice de gravedad del paciente.

Como se podrá apreciar, el volumen de aire expirado por la persona

corresponde a una CVF de 3.75 litros, valor muy aproximado al patrón normal de

una CVF de 3.89 litros. La pequeña diferencia puede deberse a consideraciones de

masa corporal de la persona sana y a la edad. Es necesario anotar que el patrón

normal indicado (ver sección 4.2.7) es un patrón promedio. Asimismo, en la tabla 4.4

puede observarse la CVF (que está anotada como Capacidad Vital) correspondiente

a hombres jóvenes, mujeres jóvenes y hombres ancianos sanos.

En consecuencia, de todo lo tratado, se puede decir que se ha cumplido con

los objetivos y la hipótesis planteada en este trabajo de investigación.

7.2 Conclusiones y recomendaciones

Las conclusiones más importantes que se pueden anotar como resultado de este

trabajo de investigación son:

1. El presente trabajo está enmarcado dentro del área de la Bioelectrónica o

Electrónica Médica, y que muestra una aplicación muy importante en la

evaluación de la salud respiratoria mediante la Espirometría.

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2. Lo más importante de este proyecto tecnológico, es la realización de un

instrumento moderno, exacto y de bajo costo, accesible a todas las personas.

Como se podrá observar en el Anexo C, el precio de un espirómetro portátil

para usar con PC modelo SPIROTUBE es de 880 €, que supera los 368 $

correspondiente al presente proyecto.

3. El espirómetro virtual implementado, cumple con las normas internacionales

referidas a equipos médicos, específicamente con las recomendaciones de la

institución internacional ATS (Sociedad Americana del Tórax), como se

mencionó en la página 16 del presente trabajo.

4. El espirómetro virtual de flujo desarrollado, puede ser de gran ayuda para los

médicos en la prevención y diagnóstico de enfermedades respiratorias.

5. Se logró implementar un espirómetro amigable, gracias al software realizado

en LabVIEW, versión 2009, y usando la tarjeta de adquisición de datos NI-

USB 6008.

Como recomendación, se sugiere:

1. Seguir usando la tarjeta de adquisición de datos DAQ NI-USB 6008; pero en

vez de programar en LabVIEW, hacerlo en C++, con la finalidad de no tener

inconvenientes con la licencia de LabVIEW.

2. Para incrementar la resolución del equipo, se podría usar la DAQ-USB 6009

en reemplazo de la DAQ-USB 6008, debido a que la 6009 tiene una

resolución de 14 bits, mientras que la 6008 tiene una resolución de 12 bits.

3. Para optimizar el equipo, se podría considerar el uso de displays de cristal

líquido, adicional al monitoreo por PC.

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4. Se debe tener presente las características técnicas de cada componente

electrónico, a fin de evitar daños consiguientes.

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49

VIII. REFERENCIAS

Libros:

1. Andersen & Wenzel. “Introduction to Chemical Engineering”.McGraw-Hill,

1994.

2. Calderón J. Curso de Programación Gráfica con LabVIEW. LabIDAI.

Mérida: Universidad de Los Andes, 2001.

3. Custon Computer Services. “C Compiler Reference Manual , Microchip

Devices”, Custom Computer Services Incorporated , (2003).

4. Del Águila, Carlos. “Electromedicina” “2 Edición, HASA., (1994).

5. Kitchin, Charles and Countres, Lew. “A Designer´s Guide to

Instrumentation Amplifiers” ,Analog Devices , (2000).

6. Nacional Instruments Corporation. “LabVIEW Manual de Consulta”.

Agosto 2008.

Tesis:

1. Hernández Valdivieso, Alher Mauricio. “Análisis del Sistema de Control

Respiratorio ante Estímulos y Patologías Ventilatorias”, Universidad

Politécnica de Cataluña, España, 2007.

2. Martínez Jimeno, Antonio. “Alteraciones de la Función Pulmonar en los

Lactantes con Bronquiolitis”, Universidad Complutense de Madrid,

Febrero, 1995.

3. Zamudio López, Tomás. “Ventilación Pulmonar Sincrónica Neonatal.

Revisión Teórica, Cuadro Comparativo y Revisión de Equipos”,

Universidad Autónoma Metropolitana, México D.F., 1997.

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50

Artículos:

1. Alejos Palomares E., Ramíres Cortez J.R., Domínguez Martínez M.

Digital Spirometer with LabView Interface, 18th International Conference

on Electronics, Communications and Computers, México.

2. Chii-Wann Lin. Prototype development of digital spirometer. Engineering

in Medicine and Biology Society, 1998. Proceedings of the 20th Annual

International Conference of the IEEE , Volume: 4 , 29 Oct.-1 Nov. 1998

Page(s): 1786 -1788 vol.4.

3. Fabián Neer, Gustavo. Aplicaciones del Software LabView en

Electromedicina. Departamento de Electrónica, Universidad Tecnológica

Nacional.

4. García Mejía Juan, Camarena Vudoyra, Alejo Eleuterio, Gonzáles de la

Rosa Manuel. Un Espirómetro Virtual: Diseño e Implementación Basados

en Análisis Estructurado, Transformada Wavelet Discreta y Matlab.

Centro Universitario UAEM Atlacomulco, Laboratorio de Instrumentación

Virtual, 2011.

5. J. Hutchinson. On the capacity of the lungs and on the respiratory with a

view of establishing a precise and easy method of detecting disease by

spirometer.

6. Nakesch, H.; Pfutzner, H. Alternative sensor principles for thedetection of

human respiration usingamorphous ferromagnetic materials. Proceedings

of the First Regional Conference., IEEE 15-18; Feb. 1995; Page(s): 1/17

-1/18.

7. Stephan Mallat. A Wavelet Tour of signal Processing. Pages 12-15

second Edition Academic Press 1999.

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Páginas Web:

1. Maxim, “MAX232 Data Sheet”, Maxim, (1997) . www.maxim-ic.com

2. Rick Bitter, Taqi Mohiuddin,Matt Nawrocki, “Labview Advanced

Programming Techiniques”, CRC Press, (2001) . Nationals Intrument,

“Labview User´s Manual”, National Instruments , (2003). www.ni.com

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APÉNDICE A.

Programa en LabVIEW

Figura A.1: Programa en LabVIEW del Espirómetro Virtual

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APÉNDICE B.

Programa en SIMULINK de las secciones de Sensado y Acondicionamiento

Es importante anotar que entendiendo que este trabajo corresponde al diseño de un

espirómetro virtual y no físico, el modelamiento matemático corresponde tan solo a

la parte física, esto es, a las secciones de Sensado y Acondicionamiento,

considerando además que la presión de aire que recibe el sensor de presión

corresponde a un flujo acondicionado en temperatura para evitar condensación en

las paredes interiores del neumotacógrafo. En consecuencia, en este Apéndice se

presenta el modelo matemático ejecutado en Simulink de las secciones de Sensado

y Acondicionamiento, para lo cual se utiliza el circuito correspondiente a la Figura

5.12. En dicha figura se aprecia el circuito equivalente del sensor de presión

conectada al amplificador AD524 y cuya salida es acoplada a un diodo de silicio. La

temperatura regulada en el Neumotacógrafo es 35°C (ver Figura 5.9), la cual es

captada por un sensor de presión diferencial con offset nulo de código MPX2100DP

con respuesta lineal P-V (Presión-Voltaje), por lo que puede representarse como una

entrada rampa con valor inicial de 0 mV (que corresponde a 0 kPa) y un valor final

de 40 mV (que corresponde a 100kPa) (ver ANEXO B). La salida en mV del sensor

de presión es amplificada con ganancia 100 y luego conectada a la entrada

analógica de la tarjeta de adquisición de datos NI USB 6008 por intermedio de un

diodo de silicio para evitar que eventuales voltajes negativos pudieran pasar al

convertidor A/D de la tarjeta de adquisición de datos NI USB 6008.

El voltaje de salida de la sección de acondicionamiento está dado por la siguiente

ecuación:

)1.()()( BVtVAtV dio

Donde:

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)(tVi : Voltaje proveniente del sensor de presión

)(tVo : Voltaje de salida de la sección de acondicionamiento (que va a la tarjeta NI

USB 6008)

A : Ganancia del amplificador con un valor de 100

dV : Caída de voltaje en el diodo de silicio con un valor de 0.7 voltios

El modelo de función de transferencia se obtiene aplicando transformada de Laplace

a la ecuación (B.1) y considerando nula la caída de voltaje en el diodo, el cual es

simple y directo. Así:

)2.()(

)(

)()(

BAsV

sV

sVAsV

i

o

io

En consecuencia, el diagrama de bloques de las secciones de Sensado y

Acondicionamiento ejecutado en Simulink es mostrado en la Figura B.1, y el

resultado de la simulación es mostrado en la Figura B.2 (voltaje capturado que

ingresa a la tarjeta de adquisición de datos NI USB 6008).

Figura B.1: Programa en Simulink de las secciones deSensado y Acondicionamiento

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Figura B.2: Salida de tensión en voltios de la etapa deacondicionamiento.

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ANEXO A. Hoja de Datos del NI-USB 6008

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ANEXO B. Hoja de Datos del Sensor de Presión MPX2100

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ANEXO C. Especificaciones y Precio de un Espirómetro Portátil