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CONTROLE DE UM GERADOR DE PRESSÃO POSITIVA CONTÍNUA DE VIAS AÉREAS PARA USO EM EXERCÍCIO Phellipe Laranjeira da Rocha Moura Projeto de Graduação apresentado ao Curso de Engenharia Eletrônica e de Computação da Escola Politécnica, Universidade Federal do Rio de Janeiro, como parte dos requisitos necessários à obtenção do título de Engenheiro. Orientadores: Alexandre Visintainer Pino Eduardo Vieira Leão Nunes Rio de Janeiro Agosto de 2015
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CONTROLE DE UM GERADOR DE PRESSÃO POSITIVA CONTÍNUA DE VIAS
AÉREAS PARA USO EM EXERCÍCIO
Phellipe Laranjeira da Rocha Moura
Projeto de Graduação apresentado ao Curso de
Engenharia Eletrônica e de Computação da Escola
Politécnica, Universidade Federal do Rio de
Janeiro, como parte dos requisitos necessários à
obtenção do título de Engenheiro.
Orientadores: Alexandre Visintainer Pino
Eduardo Vieira Leão Nunes
Rio de Janeiro
Agosto de 2015
CONTROLE DE UM GERADOR DE PRESSÃO POSITIVA CONTÍNUA DE VIAS
AÉREAS PARA USO EM EXERCÍCIO
Phellipe Laranjeira da Rocha Moura
PROJETO DE GRADUAÇÃO SUBMETIDO AO CORPO DOCENTE DO CURSO DE
ENGENHARIA ELETRÔNICA E DE COMPUTAÇÃO DA ESCOLA POLITÉCNICA
DA UNIVERSIDADE FEDERAL DO RIO DE JANEIRO COMO PARTE DOS
REQUISITOS NECESSÁRIOS PARA A OBTENÇÃO DO GRAU DE ENGENHEIRO
ELETRÔNICO E DE COMPUTAÇÃO
Autor:
_________________________________________________
Phellipe Laranjeira da Rocha Moura
Orientador:
_________________________________________________
Prof. Alexandre Visintainer Pino, D. Sc.
Orientador:
_________________________________________________
Prof. Eduardo Vieira Leão Nunes, D. Sc.
Examinador:
_________________________________________________
Prof. Frederico Caetano Jandre de Assis Tavares, D. Sc.
Examinador:
_________________________________________________
Prof. Alessandro Jacoud Peixoto, D. Sc.
Rio de Janeiro – RJ, Brasil
Agosto de 2015
iii
Moura, Phellipe Laranjeira da Rocha
Controle de um Gerador de Pressão Positiva Contínua de
Vias Aéreas para Uso em Exercício/ Phellipe Laranjeira da
Rocha Moura. – Rio de Janeiro: UFRJ/Escola Politécnica,
2015.
VIII, 50 p.: il.; 29,7cm.
Orientadores: Alexandre Visintainer Pino
Eduardo Vieira Leão Nunes
Projeto de Graduação – UFRJ/ Escola Politécnica/
Engenharia Eletrônica e da Computação, 2015.
Referências Bibliográficas: p. 49-50.
1. CPAP 2. Controle PI 3. Ziegler-Nichols I. Pino,
Alexandre Visintainer, et al. II.Universidade Federal do Rio
de Janeiro, Escola Politécnica, Curso de Engenharia Eletrônica
e da Computação III. Título
iv
UNIVERSIDADE FEDERAL DO RIO DE JANEIRO
Escola Politécnica – Departamento de Eletrônica e de Computação
Centro de Tecnologia, bloco H, sala H-217, Cidade Universitária
Rio de Janeiro – RJ CEP 21949-900
Este exemplar é de propriedade da Universidade Federal do Rio de Janeiro, que
poderá incluí-lo em base de dados, armazenar em computador, microfilmar ou adotar
qualquer forma de arquivamento.
É permitida a menção, reprodução parcial ou integral e a transmissão entre
bibliotecas deste trabalho, sem modificação de seu texto, em qualquer meio que esteja ou
venha a ser fixado, para pesquisa acadêmica, comentários e citações, desde que sem
finalidade comercial e que seja feita a referência bibliográfica completa.
Os conceitos expressos neste trabalho são de responsabilidade do(s) autor(es).
v
“Não se pode criar experiência.
É preciso passar por ela.”
(Albert Campus)
vi
AGRADECIMENTO
Primeiramente, gostaria de agradecer a Deus por iluminar meu caminho e poder
alcançar os meus objetivos. Gostaria de agradecer a Ele também por toda a saúde que me
foi concedida, além da família maravilhosa que me foi dada.
Aos professores Alexandre Visintainer Pino e Eduardo Vieira Leão Nunes pela
orientação que me foi dada e suporte na elaboração deste trabalho.
Aos meus pais, Ubirajara Jorge Moura e Astrid Maria Laranjeira da Rocha Moura,
sem deixar de lado minhas irmãs, Livia Laranjeira da Rocha Moura e Yasmin Laranjeira
da Rocha Moura, por todo apoio e carinho que me deram durante essa caminhada até
aqui. Amo vocês demais! Chegar até onde cheguei nunca seria possível sem vocês.
Obrigado por todos os sacrifícios que vocês realizaram por nossa família!
A Caroline Augusto Barros, por estar sempre ao meu lado, me apoiando nos
momentos difíceis e pela paciência demonstrada neta jornada. Seu amor e carinho são
muito importantes para mim!
Aos meus amigos, Luiz Felipe Vecchietti, Paulo Victor, Luis Felipe Velloso,
Eduardo, Ignácio, Gabriel, Natália, Laura, Rafaela, Lea, Leonardo, Pedro e Frias por toda
a cooperação durante esses anos de faculdade. Foi muito mais fácil com a ajuda de vocês.
Aos amigos do Laboratório de Engenharia Pulmonar, em especial Marcelo, Neto
e Gabriel, pois a ajuda de vocês foi imprescindível para a realização deste trabalho.
vii
RESUMO
O suporte ventilatório consiste em um processo que substitui total ou parcialmente
a ação dos músculos inspiratórios e está entre os métodos de suporte mais utilizados na
terapia intensiva. Pesquisas atuais mostram a utilização de suporte ventilatório em
exercício, de forma a melhorar a oxigenação e diminuir o trabalho dos músculos
inspiratórios. Este trabalho utilizou a intervenção ventilatória conhecida como Pressão
Positiva Contínua de Vias Aéreas (CPAP – Continuous Positive Airway Pressure), que
consiste, na manutenção de uma pressão supra-atmosférica constante durante todo o ciclo
ventilatório, cujo uso em exercício vem sendo investigado. O CPAP projetado tem como
objetivo produzir um fluxo de 7 L/s para suprir a demanda do indivíduo durante o
exercício, mantendo a pressão de boca no nível de 4 cmH2O ±2 cmH2O. Para a
manutenção desta pressão foi utilizada a técnica de controle proporcional-integral (PI)
por meio de uma implementação digital utilizando o software LabVIEW. Foram feitas
comparações entre o CPAP projetado e um dispositivo comercial. Em testes sem a
participação do indivíduo, ou com esforço moderado o CPAP proposto apresentou uma
pressão de boca de 4 cmH2O ±0,5 cmH2O, e em testes de esforço máximo, o CPAP
desenvolvido teve sua pressão de boca variando entre 8 cmH2O e -2 cmH2O. O CPAP
comercial apresentou variações de 4 cmH2O em situação de fluxo baixo e moderado e
entre 15 cmH2O e -2 cmH2O em fluxos altos. Isso se deve ao fato de o CPAP projetado
ser capaz de produzir uma vazão maior comparado ao comercial, além de um sistema de
controle superior.
Palavras-Chave: CPAP, Protocolo de Exercício, Controle PI, Ziegler-Nichols
viii
ABSTRACT
The ventilatory support is a process that replaces totally or partially the action of
the inspiratory muscles and is one of the most used support methods in intensive care.
Current research shows the use of ventilatory support for exercise improves oxygenation
and reduce the work of inspiratory muscles. This study used the ventilator intervention
known as Continuous Positive Airway Pressure (CPAP), which consists in maintaining a
constant supra-atmospheric pressure throughout the respiratory cycle, whose use in
physical exercise has been investigated. In order to verify what kind of CPAP is more
appropriate for exercises, comparisons were made between the commercial CPAP Tango
and CPAP proposed in this study. The CPAP designed aims to produce a flow of 7 L/s to
provide a required flow of volunteer during exercise, keeping the mouth pressure at the
level of 4 cmH2O ±2 cmH2O. To maintaining this pressure was used a proportional plus
integral control technique through a digital implementation using the LabVIEW software.
Tests were done without a person participation, where the CPAP proposed showed a
mouth pressure of 4 cmH2O ±0,5 cmH2O, and maximum stress tests, in which the CPAP
developed showed a mouth pressure ranging from 8 cmH2O to -2 cmH2O, while the
commercial one showed variations from 15 cmH2O to -2 cmH2O. This is due to the fact
that CPAP designed in this project is able to produce a higher flow rate compared to the
commercial one, in addition to a superior control system.
Key words: CPAP, Exercise Protocol, PI Control, Ziegler-Nichols.
ix
SIGLAS
CPAP – Continuous Positive Airway Pressure
COPD – Chronic Obstructive Pulmonary Disease
IC – Insuficiência Cardíaca
WOB – Work of Breathing
FR – Frequência Respiratória
VC – Volume Corrente
PA – Pressão Alveolar
PPL – Pressão Pleural
VSO – Válvula Solenóide
SISO – Single Input-Single Output
AV – Ganho de tensão
Pao – Pressão de boca
x
Sumário
Capítulo 1 Introdução ................................................................................................. 1
1.1 Objetivo ............................................................................................................. 2
1.2 Metodologia ....................................................................................................... 2
1.3 Descrição ........................................................................................................... 3
Capítulo 2 Ventilação Pulmonar ................................................................................ 4
2.1 Estrutura do Sistema Respiratório ..................................................................... 4
2.2 Fisiologia Respiratória ....................................................................................... 5
2.3 Pressões Pulmonares .......................................................................................... 6
2.4 Resistência das Vias Aéreas e Complacência Pulmonar ................................... 7
2.5 Trabalho Respiratório ........................................................................................ 9
Capítulo 3 Suporte Ventilatório ............................................................................... 10
3.1 Pressão Positiva Continua de Vias Aéreas ...................................................... 10
3.2 O Gerador Oxy-PEEP ...................................................................................... 13
Capítulo 4 Modelagem do Sistema ........................................................................... 16
4.1 Descrição do Sistema ....................................................................................... 16
4.2 Modelagem ...................................................................................................... 19
4.2.1 Regulador de Posto Manual ...................................................................... 19
4.2.2 Cilindros Pneumáticos .............................................................................. 20
4.2.3 Válvula Proporcional Solenóide ............................................................... 21
4.2.4 Tubos e Conexões ..................................................................................... 22
4.2.5 Modelagem Geral do Sistema................................................................... 24
Capítulo 5 Controle do Sistema ............................................................................... 29
5.1 Controle PI ....................................................................................................... 29
5.1.1 Conceito de Controle PID......................................................................... 30
5.1.2 Implementação do Controle Digital ......................................................... 35
5.1.3 Perturbação de Saída ................................................................................ 38
5.2 Circuitos Analógicos ........................................................................................ 39
Capítulo 6 Ensaios, Resultados e Discussão ............................................................ 42
xi
6.1.1 Metodologia dos testes ............................................................................. 42
6.1.2 Testes sem a participação do voluntário ................................................... 43
6.1.3 Testes de esforço ...................................................................................... 44
Capítulo 7 Conclusão ................................................................................................ 48
Capítulo 8 Bibliografia .............................................................................................. 49
xii
Lista de Figuras
Figura 2.1 – Movimento dos pulmões e caixa torácica durante inspiração, à esquerda, e
expiração, à direita. Fonte: http://etc.usf.edu/clipart/36200/36289/respiration_36289.htm
.......................................................................................................................................... 6
Figura 2.2 – Modelos RC do sistema respiratório, considerado desde a pressão de boca
(Pao). A esquerda um modelo com representação de viscoelasticidades (R2 e C2) e a
direita um modelo com dois pulmões diferentes não homogêneos. R1, R3, R4 e R5
representam resistências do sistema respiratório enquanto C1, C3 e C4 complacências do
sistema respiratório. .......................................................................................................... 8
Figura 3.3 - Ilustração de um CPAP comercial, composto de um soprador, tubo para
conexão e mascara facial. Fonte: https://en.wikipedia.org/wiki/Positive_airway_pressure
........................................................................................................................................ 12
Figura 3.4 – Modelagem de um sistema de CPAP comercial, onde a fonte I corresponde
ao soprador, Pao é a medida de pressão de boca, R1 e C1 representam a mecânica
respiratória do indivíduo e V1 é o esforço respiratório do indivíduo. ............................ 13
Figura 3.5 - Desenho esquemático da Oxy-PEEP (Smiths Medical, EUA). .................. 13
Figura 3.6 - Relações entre pressão de entrada e saída da Oxy-PEEP. Acima com a válvula
conectada a um volume de 3 L e sem fluxo de ar. Abaixo com a válvula sem carga (fluxo
máximo). Nos dois casos a válvula foi ajustada para 32% de concentração de oxigênio –
Figura retirada de [14]. ................................................................................................... 15
Figura 4.7 - Sistema proposto com as malhas de controle utilizadas. A via inspiratória é
representada pela seta em azul e a expiratória, em vermelha. Os dispositivos utilizados
são cilindro de ar comprimido (1), regulador de posto manual (2), cilindro pneumático
(3), válvula solenoide (4), Oxy-PEEP (5), conexões (6), válvula expiratória (7) e máscara
facial (8), com o indivíduo ao final do sistema (9) ......................................................... 18
Figura 4.8 - Regulador de posto manual......................................................................... 20
Figura 4.9 - Modelo elétrico de um regulador de posto manual, onde Prp representa a
fonte de pressão e Rrp a resistência variável para a manutenção do valor da pressão. .. 20
Figura 4.10 - Modelo elétrico de um cilindro pneumático após um regulador, onde Prp e
Rrp representam o modelo do regulador e Rcp e Ccp representam, respectivamente, a
resistência e a capacitância característica do cilindro pneumático. ................................ 21
Figura 4.11 - Válvula Proporcional Solenóide VP50 (Norgren, UK) ............................ 22
Figura 4.12 - Modelo elétrico para tubos e conexões, onde Rmc representa a resistência
imposta pelo tubo e Cmc sua capacitância. .................................................................... 23
Figura 4.13 - Esquemático elétrico da parte inicial (alta pressão) do sistema, onde Ivso
corresponde a fonte de fluxo da VSO, controlada pela pressão de boca, Ccp2 é a
capacitância do segundo cilindro pneumático e Rcp2 a resistência do segundo cilindro.
........................................................................................................................................ 25
xiii
Figura 4.14 - Esquemático elétrico do subsistema de baixa pressão, onde Rmc1 e Cmc1
representam valores de, respectivamente, resistência e capacitância imposta pelas
conexões existentes antes da saída de ar para o ambiente, Rar corresponde a saída para o
ambiente proveniente da conexão em formato de T, Rvsoexp representa a resistência da
válvula VSO expiratória e Rmc2 e Cmc2 as respectivas resistências e capacitâncias de
conexões após a saída de ar para o ambiente.................................................................. 26
Figura 4.15 - Modelagem do subsistema de alta pressão, onde Rcp2 representa a
resistência do cilindro seguinte a válvula solenoide e Ccp2 representa a capacitância do
segundo cilindro. ............................................................................................................ 26
Figura 4.16 - Modelagem do subsistema de baixa pressão, onde Rmc1 e Cmc1 são,
respectivamente, a resistência e capacitância das conexões anteriores a saída de ar, Rar
representa a saída de ar para o ambiente e Rmc2 e Cmc2 são, respectivamente, resistência
e capacitância das conexões após a saída de ar e Rvsoexp a resistência da válvula VSO
expiratória. ...................................................................................................................... 27
Figura 4.17 - Sistema do CPAP projetado, onde são exibidas as duas malhas de controle
utilizadas. Roxy é a resistência da Oxy-PEEP. .............................................................. 27
Figura 5.18 – Sistema controlado por um PI paralelo. ................................................... 30
Figura 5.19 - Esquema de controle PI com Anti-Reset Windup. .................................... 33
Figura 5.20 – Reta tangente a resposta a entrada do tipo degrau no sistema proposto para
cálculo dos parâmetros da técnica de Ziegler-Nichols. .................................................. 34
Figura 5.21 - Placa de aquisição de dados NI USB-6009. ............................................. 36
Figura 5.22 - Diagrama de blocos mostrando o controle PI para as duas malhas de controle
utilizados no LabVIEW. ................................................................................................. 37
Figura 5.23 - Bloco de filtro utilizado no LabVIEW. .................................................... 37
Figura 5.24 - Interface gráfica utilizada no LabVIEW. .................................................. 38
Figura 5.25 - Circuito do amplificador Não-inversor utilizado, onde R correspondem a
resistência de 12 kΩ. ...................................................................................................... 40
Figura 5.26 - Circuito de controle para a válvula expiratória retirada do ventilador
mecânico Amadeus, representada no circuito pela resistência VSOexp. ....................... 41
Figura 6.27 - Resultado obtido com o controle PID, sem a presença de um voluntário,
projetado neste estudo. ................................................................................................... 43
Figura 6.28 - Valor da pressão de boca durante repouso do voluntário no teste com
CPAPlep. ........................................................................................................................ 44
Figura 6.29 - Valor do teste com voluntário em repouso obtido com o CPAP comercial.
........................................................................................................................................ 45
xiv
Figura 6.30 - Valores de pressão de boca obtidos durante o exercício do voluntário
utilizando o CPAP comercial. ........................................................................................ 46
Figura 6.31 - Variação da pressão de boca durante exercício utilizando o CPAPlep. ... 47
Figura 6.32 - Variação de fluxo durante exercício com sistema CPAP projetado. ........ 47
xv
Lista de Tabelas
Tabela 1 – Equivalência de grandezas mecânicas e elétricas.
Tabela 2 – Valores médios de vazão, pressão de saída da Oxy-PEEP (Pout) e pressão de
saída do sistema (Pboca) com a carga para a válvula de PEEP ajustada para cursor de
32% de entrada de ar do ambiente.
Tabela 3 – Tabela com os valores de resistência e capacitância de cada elemento do
sistema.
Tabela 4 – Parâmetros do controle PID obtidos através do método de resposta ao degrau
de Ziegler-Nichols.
1
Capítulo 1
Introdução
Engenheiros e profissionais da área da saúde vêm trabalhando em conjunto, de
forma mais acentuada nos últimos anos, com o intuito de melhorar a qualidade de vida da
sociedade moderna. Este trabalho em equipe está possibilitando o desenvolvimento de
equipamentos para a realização de diagnósticos, instrumentos médicos mais aprimorados,
novas abordagens para terapia e prevenção de doenças e descobertas importantes sobre a
fisiologia do homem [1].
A evolução dos equipamentos da área da saúde traz uma maior segurança aos
profissionais na escolha dos procedimentos a serem seguidos para o tratamento de
pacientes, através de sistemas de monitoração e, mais precisamente na área de ventilação
mecânica, novas opções de ventilação e suportes ventilatórios.
Uma intervenção ventilatória bastante conhecida é a Pressão Positiva Contínua de
Vias Aéreas (CPAP – Continuous Positive Airway Pressure). Esta é uma intervenção
ventilatória que consiste, idealmente, na manutenção de uma pressão supra-atmosférica
constante durante todo o ciclo ventilatório [2], utilizado principalmente no tratamento de
apneia do sono, mas cujo uso em exercício vem sendo investigado.
Estudos recentes relatam a utilização do CPAP em protocolos de exercício (a
aplicação deste trabalho) para a reabilitação em diversas enfermidades, tais como doença
pulmonar obstrutiva crônica (COPD – Chronic Obstructive Pulmonary Disease) e
insuficiência cardíaca (IC) [3]; [4]. São relatados benefícios como melhora na oxigenação
e redução no trabalho respiratório (WOB – Work of Breathing) [4].
2
Porém, para a realização de protocolos de exercício, não é possível utilizar os
CPAPs vendidos no mercado, devido a estes serem projetados para baixos fluxos1 de ar
e não suportarem as demandas durante exercícios. Analisando informações técnicas de
diversos aparelhos comerciais constatou-se que estes equipamentos são capazes de
fornecer fluxos em torno de 1 L/s, mas em experimentos conduzidos durante exercícios
foram medidos fluxos em torno de 7 L/s. Os CPAPs comerciais (não hospitalares) são
projetados de forma a controlar uma ventoinha, a qual sopra o ar ambiente para o paciente.
Dessa forma, o controle atua sobre o fluxo de ar do sistema para manter a pressão
constante nas vias aéreas. Demandas por fluxos elevados saturam o sistema de controle e
a pressão passa a apresentar variações nas vias aéreas do paciente.
1.1 Objetivo
O objetivo desse trabalho é realizar o controle de um sistema de geração de CPAP
de alto fluxo (7 L/s), para atender a demanda de exercício, utilizando a técnica de controle
Proporcional-Integral (PI), de modo a manter a pressão de saída do sistema no nível de
4 cmH2O, com uma tolerância de ±2 cmH2O do valor de referência desejado.
1.2 Metodologia
Inicialmente, este trabalho contou com a modelagem do sistema, de forma a
melhor entender o trabalho de controle a ser realizado. Foram utilizadas uma fonte de alta
pressão, duas válvulas proporcionais e um sistema de diluição de gases chamado Oxy-
PEEP (Smiths Medical, EUA).
1 O termo correto é vazão, mas o jargão da área será utilizado neste texto.
3
A pressão do CPAP, foi mantida constante através de um controlador do tipo
Proporcional-Integral (PI) implementado por intermédio do aplicativo LabVIEW®
(National Instruments, EUA).
Para complementar o controle, foram necessários dois circuitos amplificadores
analógicos independentes, utilizados para o controle de uma válvula expiratória e uma
proporcional a serem utilizadas no sistema final.
1.3 Descrição
Este documento está dividido em oito capítulos, sendo o primeiro deles um
capítulo introdutório. No segundo capítulo é apresentado o conceito de ventilação
pulmonar, visando facilitar o entendimento dos profissionais que não possuem
conhecimento prévio do assunto. No capítulo três são discutidos o suporte ventilatório
como um todo e o CPAP, que é utilizada neste estudo. No capítulo quatro é descrito o
sistema projetado e sua modelagem é abordada para o estudo do controle. No capítulo
cinco é apresentado o conceito de controle PID, além do controle feito para o sistema e
os circuitos analógicos para o acionamento dos atuadores. No sexto capítulo, são
apresentados os resultados obtidos com o CPAP desenvolvido, bem como uma
comparação com os resultados obtidos com um CPAP comercial. Também neste capítulo
é apresentado a metodologia dos testes realizados. No capítulo sete é feita a conclusão do
projeto. Por fim, são apresentadas as bibliografias utilizadas ao longo deste trabalho.
4
Capítulo 2
Ventilação Pulmonar
Neste capítulo será apresentada a estrutura anatômica do sistema respiratório e
também sua modelagem elétrica.
2.1 Estrutura do Sistema Respiratório
A principal função do sistema respiratório é garantir a troca de gases nos pulmões,
de modo que a homeostase respiratória seja mantida [5]. O termo homeostasia é utilizado
para definir a manutenção de condições quase constantes no meio interno. Segundo [6],
o objetivo da respiração é dar aos tecidos o oxigênio necessário para seu funcionamento
e também remover o dióxido de carbono, resultante de oxidações celulares.
O sistema respiratório é dividido em duas zonas: a zona condutora e a zona
respiratória. A primeira é formada por nariz, faringe, laringe, traqueia, brônquios e
bronquíolos. Já a zona respiratória é formada pelas partes terminais da árvore brônquica,
onde estão localizados os alvéolos e ocorrem as trocas gasosas [6].
O nariz é o primeiro local por onde ocorre a passagem do ar atmosférico para o
corpo humano. Ele é responsável por ser a primeira linha de defesa do organismo,
filtrando as partículas estranhas pelo muco existente na cavidade.
Após as fossas nasais existem a faringe e a laringe, que representam etapas de
passagem do ar até a traqueia. Uma importante função da laringe, para o sistema
respiratório, é a de impedir a entrada de alimentos e objetos estranhos na estrutura
respiratória.
5
A traqueia é o órgão seguinte a laringe, e é formada por um tubo de
aproximadamente 12,5 cm de comprimento. Ela estende-se desde a laringe e ramifica-se
ao final para formar os 2 brônquios principais. Estes brônquios subdividem-se até
formarem os bronquíolos. Já os bronquíolos dão origem aos alvéolos pulmonares,
estruturas de pequenas dimensões localizadas ao final dos bronquíolos.
A partir da ramificação da traqueia em brônquios, a estrutura passa a se localizar
dentro dos pulmões. É nesta região que ocorrem as trocas gasosas entre o ar atmosférico
e o sangue.
2.2 Fisiologia Respiratória
O ciclo respiratório pode ser dividido em duas etapas: a inspiração e a expiração,
que ocorrem de forma cíclica. O número de vezes que o ciclo ocorre por minuto é
denominado frequência respiratória (FR). Durante o exercício, a FR e o fluxo respiratório
de um indivíduo aumentam. O fluxo respiratório corresponde ao produto da FR pelo
volume corrente (VC), que corresponde ao volume de ar inspirado e expirado em cada
ciclo respiratório, ou seja, em uma respiração normal.
O comportamento da caixa torácica durante estas duas etapas pode ser visto na
Figura 2.1.
A respiração ocorre primeiramente pela contração e relaxamento do diafragma,
que permite a entrada e saída de ar dos pulmões. Para que ocorra a inspiração, é necessária
a contração do diafragma que traciona a superfície dos pulmões para baixo, aumentando
o volume desse órgão.
Na expiração, o pulmão é comprimido pelo relaxamento do diafragma, forçando
a saída de ar. Além disso, a movimentação das costelas, por elevação ou abaixamento, é
6
necessária para aumentar ou diminuir o diâmetro ântero-posterior da cavidade torácica e
consequentemente permitir a expansão ou a contração do pulmão.
Figura 2.1 – Movimento dos pulmões e caixa torácica durante inspiração, à esquerda, e
expiração, à direita.
Fonte: http://etc.usf.edu/clipart/36200/36289/respiration_36289.htm
2.3 Pressões Pulmonares
O pulmão é o órgão mais importante do sistema respiratório. Existe uma força de
retração elástica nos pulmões que tende a trazê-los para seu volume mínimo, de forma a
ocorrer o fechamento do mesmo [7], porém o pulmão encontra-se na caixa torácica e
envolto por uma membrana dupla chamada pleura. Um lado desta membrana envolve os
pulmões e o outro lado se fixa a caixa torácica impedindo que os pulmões se fechem. A
pressão transpulmonar é a diferença entre a pressão alveolar (PA) e a pressão pleural
(PPL). Essa pressão é a responsável por manter os pulmões abertos, pois sem ela a
retração elástica levaria ao fechamento dos mesmos. A variação do volume pulmonar é
diretamente proporcional à variação da pressão transpulmonar. Para que ocorra a entrada
de ar nos pulmões, a pressão alveolar se encontra negativa em relação à pressão
7
atmosférica e na expiração, a pressão alveolar se eleva, forçando a saída de ar dos
alvéolos.
2.4 Resistência das Vias Aéreas e Complacência Pulmonar
A resistência e a complacência são parâmetros que caracterizam o sistema
respiratório quanto ao seu comportamento perante a mecânica dos gases.
A resistência das vias aéreas consiste na dificuldade imposta pelas vias aéreas à
passagem do fluxo de gás. Esta resistência pode ser definida como a razão entre o
gradiente de pressão necessário para levar o ar do ambiente até os alvéolos e o fluxo aéreo,
considerando o fluxo como laminar. Em tubos cilíndricos e rígidos a resistência depende
da viscosidade do gás, que varia com sua temperatura, umidade e composição, e da
geometria do tubo (comprimento, área de seção transversal). Caso o fluxo não seja
laminar a resistência também varia com o fluxo e como o volume pode alterar as
dimensões das vias aéreas ele também pode produzir variações de resistência ao longo do
ciclo respiratório [7].
A complacência pulmonar (C), que mede a capacidade de um pulmão de se
expandir, consiste na variação do volume pulmonar dividido pela pressão aplicada nos
pulmões, como pode ser visto na equação (1).
𝐶 =∆𝑉
∆𝑃
(1)
Vale ressaltar que, na realidade, a complacência não é um parâmetro constante,
pois esta varia de acordo com alterações de pressão ou volume, que ocorrem durante a
inspiração ou a expiração. Em indivíduos normais, para baixos volumes correntes a
complacência pode ser considerada constante. Além disso, este cálculo apresentado leva
em consideração uma aproximação para o caso de sistemas isotérmicos.
8
Com o conhecimento desses parâmetros existentes no sistema respiratório, pode-
se estabelecer uma analogia elétrica entre as grandezas mecânicas descritas no pulmão e
as grandezas elétricas de um sistema elétrico, conforme pode ser visto na Tabela 1.
Tabela 1 - Equivalência de grandezas mecânicas e elétricas.
Grandezas Mecânicas Grandezas Elétricas Pressão (P) Tensão (V) Fluxo (F) Corrente (I) Volume (V) Carga (Q) Resistência (R = ΔP/ΔF) Resistência (R = ΔV/ΔI) Complacência (C = ΔV/ΔP) Capacitância (C = ΔQ/ΔV)
A representação elétrica do sistema respiratório desde a pressão de boca (Pao)
pode, então, ser modelada com base em circuitos RC que podem ou não ser lineares e
invariantes no tempo. O modelo mais simples envolve um RC série, mas o modelo pode
ser expandido utilizando-se vários RC para representar não homogeneidades do sistema
respiratório (Figura 2.2, direita) ou outras propriedades como as viscoelasticidades
(Figura 2.2, esquerda).
Figura 2.2 – Modelos RC do sistema respiratório, considerado desde a pressão de boca
(Pao). A esquerda um modelo com representação de viscoelasticidades (R2 e C2) e a
direita um modelo com dois pulmões diferentes não homogêneos. R1, R3, R4 e R5
representam resistências do sistema respiratório enquanto C1, C3 e C4 complacências
do sistema respiratório.
9
2.5 Trabalho Respiratório
Durante uma respiração normal, a contração dos músculos respiratórios ocorre
apenas durante a inspiração, enquanto a expiração é totalmente passiva, devido a retração
elástica dos pulmões. Desse modo, os músculos respiratórios realizam trabalho apenas
durante a inspiração.
Este trabalho (WOB) pode ser dividido em três componentes: trabalho elástico ou
trabalho de complacência, trabalho de resistência tecidual e trabalho de resistência das
vias aéreas. Estes dois últimos também são conhecidos como trabalho não elástico.
O trabalho elástico consiste no trabalho necessário para expandir os pulmões
contra suas forças elásticas. Já o trabalho não elástico corresponde ao esforço necessário
para superar a resistência das vias aéreas e da resistência tecidual.
O trabalho respiratório é uma importante medida para saber o total de energia
desenvolvido pelos músculos respiratórios. O trabalho realizado pelos pulmões em cada
ciclo respiratório equivale a:
𝑊𝑂𝐵 = ∫ 𝑃𝑚𝑢𝑠𝑑𝑣 (2)
onde 𝑃𝑚𝑢𝑠 corresponde a pressão gerada pela contração dos músculos respiratórios e 𝑑𝑣
a variação de volume de ar movido para dentro dos pulmões. A pressão muscular equivale
a diferença entre a pressão pleural e a pressão da parede torácica.
10
Capítulo 3
Suporte Ventilatório
O suporte ventilatório consiste em um processo que substitui total ou parcialmente
a ação dos músculos inspiratórios e está entre os métodos de suporte mais utilizados na
terapia intensiva [8]. Pesquisas atuais mostram a utilização de suporte ventilatório em
exercício, de forma a diminuir o trabalho dos músculos inspiratórios [9]. Isto, entretanto,
vem sendo investigado com sistemas geração de baixos fluxos o que motiva o
desenvolvimento de aparelhos de CPAP especialmente para este fim.
O suporte ventilatório pode ser dar de forma invasiva e não invasiva. A principal
diferença entre esses suportes é a forma em que estes aplicam a pressão no paciente:
quanto invasiva, é utilizada uma prótese (tubo oro ou nasotraqueal) introduzida na via
aérea, e quando não invasiva utiliza-se uma máscara de modo a conectar o indivíduo ao
sistema de suporte.
Uma das intervenções mais difundidas de suporte por pressão positiva é o CPAP,
método este utilizado no presente trabalho e que será melhor explicado no tópico 3.1.
3.1 Pressão Positiva Continua de Vias Aéreas
A intervenção ventilatória utilizada neste estudo é conhecida como CPAP. Esta
intervenção consiste na manutenção de uma pressão positiva, supra-atmosférica, durante
todo o ciclo respiratório. Esta técnica é restrita a utilização em pacientes que possam
ventilar de forma espontânea [10].
Os sistemas de CPAP usuais possuem duas maneiras de fornecer vazão para o
indivíduo, conhecidas como vazão contínua e vazão por demanda. No sistema de vazão
11
contínua, o sistema não possui nenhum tipo de controle, de forma que a válvula que libera
a passagem de ar para o sistema se mantém aberta durante todo o procedimento. Já no
sistema de vazão por demanda pode ter sensibilidade a pressão ou fluxo dependendo dos
sensores disponíveis. No sistema de vazão por demanda com sensibilidade a pressão,
existe um sensor para medir a pressão próxima a boca do paciente e, quando esta medida
fica abaixo do valor de referência, a válvula de demanda recebe um comando para
aumentar sua vazão [11]. Outro método de vazão por demanda é sensível à vazão. Neste
caso, o instrumento conhecido como pneumotacógrafo, utilizado para medir a vazão do
sistema, informa ao sistema se a válvula de demanda deve aumentar ou diminuir sua
vazão [12].
A máquina de CPAP pode ser dividida em três partes: a chamada máscara, que
pode ser nasal, oronasal, facial ou capacete; um tubo para fazer a conexão entre a fonte
de ar e a máscara; e um soprador motorizado, que joga ar através do tubo para a máscara
(Figura 3.3).
Seu funcionamento consiste em soprar ar ambiente para o sistema, regulando a
pressão na saída (boca ou vias aéreas superiores) através da velocidade aplicada ao motor.
Seu funcionamento consiste em um soprador que empurra o ar ambiente para o sistema,
através do tubo de conexão até a máscara, tendo sua velocidade regulada por um sensor
localizado na entrada do tubo de conexão. Desta forma, a pressão na saída (boca ou vias
aéreas) deveria ser regulada pelo fluxo injetado pelo soprador, porém essa pressão não é
garantida pelo aparelho, devido ao posicionamento do sensor.
12
Figura 3.3 - Ilustração de um CPAP comercial, composto de um soprador, tubo para
conexão e mascara facial.
Fonte: https://en.wikipedia.org/wiki/Positive_airway_pressure
Um sistema simples, como os utilizados em residências, funciona como uma fonte
regulada de tensão, ou seja, mesmo com uma variação na carga, desde que a variação seja
dentro do limite aceitável pelo sistema, a tensão do CPAP se mantém constante. Para o
correto funcionamento deste tipo de CPAP é necessário que o fluxo de ar demandado pelo
indivíduo seja baixo. No caso de fluxos altos, o controle realizado pelo equipamento não
consegue atuar de maneira a manter a pressão constante na saída. O modelo da Figura 3.4
ilustra este comportamento. A fonte de corrente controlada é o soprador, a mecânica
respiratória do indivíduo é modelada com R1 e C1 enquanto que o esforço respiratório é
modelado pela fonte V1. As perdas na máscara, assim como a resistência do caminho
expiratório (normalmente uma válvula unidirecional na máscara que permite expirar para
o ar ambiente), são modeladas por R2. Quando o indivíduo está em apneia toda a corrente
I passa pelo resistor R2 e a pressão na boca (Pao) é ajustada para o valor do CPAP. Se o
indivíduo inspira, a fonte I deve suprir este fluxo para manter a Pao constante. Se o
indivíduo expira a fonte I deve reduzir seu valor para manter a Pao no valor ajustado.
13
Figura 3.4 – Modelagem de um sistema de CPAP comercial, onde a fonte I corresponde
ao soprador, Pao é a medida de pressão de boca, R1 e C1 representam a mecânica
respiratória do indivíduo e V1 é o esforço respiratório do indivíduo.
3.2 O Gerador Oxy-PEEP
O gerador Oxy-PEEP (Figura 3.5) é um equipamento utilizado para aumentar a
vazão de ar do sistema. Seu funcionamento é baseado no efeito de entranhamento de
gases. O oxigênio proveniente de um sistema de alta pressão passa pela entrada principal
da Oxy-PEEP, gerando um jato de oxigênio em alta velocidade. Através de interações
viscosas entre o jato e o ar estacionário existente no interior do gerador, o jato é
desacelerado e as camadas estacionárias de ar são aceleradas [13]. As camadas que foram
aceleradas passam a interagir com outras camadas acelerando-as. Este processo aumenta
significativamente o fluxo de ar pelo interior da válvula.
Figura 3.5 - Desenho esquemático da Oxy-PEEP (Smiths Medical, EUA).
14
O gerador apresenta, em seu corpo, um cursor para definir a quantidade de ar
proveniente do ambiente que será misturado ao oxigênio, proveniente da fonte de
alimentação do sistema. No sistema deste estudo, o cursor foi ajustado para 32% de
entrada externa do ar a pressão ambiente.
Em [14] são relatados estudos da caracterização da Oxy-PEEP, para diferentes
ajustes do cursor de entrada de ar externa
Para o cursor ajustado em 32%, com a saída da Oxy-PEEP conectada a um volume
de 3 L, com ou sem fluxo de ar foi possível observar as relações entre as pressões de
entrada e saída apresentadas na Figura 3.6.
Em um segundo protocolo realizado em [14], a pressão de entrada foi fixada em
72,5 psi e a Oxy-PEEP foi conectada a uma válvula de PEEP ajustada manualmente para
diferentes pressões (Tabela 2). Observa-se então, que para valores próximos aos usuais
de CPAP (pressão variando entre a PEEP totalmente aberta e regulada até 10 cmH2O), a
vazão na Oxy-PEEP não possui variações significativas.
Tabela 2 - Valores médios de vazão, pressão de saída da Oxy-PEEP (Pout) e pressão de
saída do sistema (Pboca) com a carga para a válvula de PEEP ajustada para cursor de
32% de entrada de ar do ambiente.
Cursor ajustado para 32% de entrada de ar do ambiente
Válvula de PEEP (cmH20) Vazão (L/s) Pout (cmH20) Pin (PSI)
Aberta 3,06 17,5 72,5
5 2,63 18,3 72,5
10 2,25 19,1 72,5
15 0,86 22,4 72,5
15
Figura 3.6 - Relações entre pressão de entrada e saída da Oxy-PEEP. Acima com a
válvula conectada a um volume de 3 L e sem fluxo de ar. Abaixo com a válvula sem
carga (fluxo máximo). Nos dois casos a válvula foi ajustada para 32% de concentração
de oxigênio – Figura retirada de [14].
A partir da caracterização realizada em [14], a Oxy-PEEP com o ajuste de 32%
será então modelada como uma resistência variável para cálculos posteriores.
16
Capítulo 4
Modelagem do Sistema
Como o objetivo deste trabalho envolve um CPAP que possa ser utilizado em
protocolos de exercício, é necessário que o mesmo apresente fluxo em torno de 7 L/s para
suprir a demanda de fluxo em exercício do indivíduo. Para projetar o sistema, foram
realizados estudos sobre os modelos elétricos dos componentes a serem utilizados, bem
como do sistema como um todo. Estes modelos serão apresentados ao longo deste
capítulo.
4.1 Descrição do Sistema
Para o projeto (Figura 4.7) foi proposto um sistema que emprega um cilindro de
oxigênio comprimido, um regulador de pressão manual, uma válvula solenoide VSO
VP50 (Norgren, Inglaterra) e umaOxy-PEEP (Smiths Medical, EUA) para o controle do
fluxo inspiratório, compondo uma primeira malha de controle. Uma segunda válvula
proporcional foi utilizada para o ajuste do fluxo expiratório, formando a segunda malha
de controle do sistema. Medidas de fluxo e pressão também foram obtidas imediatamente
antes da máscara facial empregada no sistema.
Para fornecer ar ao sistema, foi escolhido um cilindro de ar comprimido medicinal
(White Martins, Brasil). Na saída deste equipamento foi conectado um regulador de posto
manual (Linde Gases Ltda, Brasil). A saída do regulador foi ajustada para 10 bar.
17
Após o regulador, foi conectado uma mangueira para a passagem do ar até um
cilindro pneumático com volume de 500 mL, que serve como um filtro para reduzir
variações de pressão mesmo durante elevado fluxo. Em seguida, uma mangueira foi
conectada a saída do cilindro até a entrada da VSO VP50.
Na saída da VSO, foi adicionado um segundo cilindro pneumático, com o mesmo
objetivo do primeiro, filtrar oscilações rápidas de pressão. Após este segundo cilindro, foi
conectado, através de uma mangueira, uma Oxy-PEEP®, ajustada para 32% de entrada
externa de ar.
Após a Oxy-PEEP®, foi adicionado uma peça de tubulação em formato de T, com
diâmetro interno de 22 mm. Esta peça possui sua entrada conectada a Oxy-PEEP® por
uma mangueira e uma saída ligada ao restante do sistema. Sua segunda saída encontra-se
aberta para o ambiente externo permitindo que o ar do sistema seja permanentemente
renovado, evitando o acúmulo de gás carbônico.
Uma outra peça em formato de T foi conectada na sequência e um
pneumotacógrafo da Innocor (Innovision, Dinamarca) foi conectada a ela. Este
equipamento foi utilizado para medir a vazão de ar no sistema. Após este equipamento,
foi adicionado um sensor de pressão, para a medição da pressão de boca do sistema, e em
seguida uma máscara de CPAP (Vital Signs, EUA).
Após a realização de testes de fluxo máximo, foi observado que não era possível
atingir a pressão desejada de 4 cmH2O. Isso ocorreu porque a vazão do sistema não foi
suficiente para manter a pressão no nível desejado. Para aumentar o fluxo foi adicionada
uma segunda Oxy-PEEP® ao sistema, em paralelo com a já existente.
18
Figura 4.7 - Sistema proposto com as malhas de controle utilizadas. A via inspiratória é
representada pela seta em azul e a expiratória, em vermelha. Os dispositivos utilizados
são cilindro de ar comprimido (1), regulador de posto manual (2), cilindro pneumático
(3), válvula solenoide (4), Oxy-PEEP (5), conexões (6), válvula expiratória (7) e
máscara facial (8), com o indivíduo ao final do sistema (9)
Uma segunda VSO também foi empregada para controlar o fluxo de ar do sistema
que era retirado em direção ao ambiente. O intuito desta VSO é reduzir a saída de ar para
a atmosfera durante a inspiração do indivíduo, fazendo com que o fluxo de ar seja
majoritariamente direcionado para ele. Já durante a expiração, a VSO abre sua saída de
ar para o ambiente, o que ajuda a reduzir a pressão no interior do sistema, mantendo assim
a pressão próxima ao nível de referência.
Deve-se ter em vista que a peça em formato de T, com abertura para o ambiente,
foi mantida por questões de segurança, apesar de não ser mais necessária. Porém fez-se
uma redução do seu diâmetro de saída por meio da inserção de uma peça de tubulação
com diâmetro de 15 mm, aumentando assim a resistência para a saída de ar por esta via.
19
4.2 Modelagem
De forma a melhor entender o sistema, foi proposta a realização da modelagem
do mesmo. Modelo nada mais é do que a descrição matemática das características
dinâmicas de um sistema.
Para mensurar o sistema, foi feita uma análise dos componentes de forma a tentar
encontrar o dual elétrico dos mesmos.
4.2.1 Regulador de Posto Manual
Este equipamento (Figura 4.8) tem como objetivo manter a pressão de entrada do
sistema estável, independente da oscilação de pressão decorrente da rede, bem como do
consumo de ar do sistema. Para isso, a pressão de entrada do dispositivo deve ser maior
que a pressão de saída do mesmo.
Seu princípio de funcionamento é baseado na estabilização da pressão através do
equilíbrio de forças. O controle desta pressão é realizado por uma membrana (diafragma)
existente no interior do regulador. Sobre essa membrana, existe a atuação da pressão de
saída por um lado e do outro existe uma mola atuando, cuja força é regulada mediante um
parafuso de regulagem. Quando ocorre um aumento da pressão de saída, esta pressão atua
sobre a membrana, movimentando-a contra a força exercida pela mola. Isto provoca uma
diminuição ou até o fechamento da área de passagem de ar da válvula.
Desta forma um regulador de posto manual comporta-se como uma fonte de
pressão em série com uma resistência variável que tenta manter a pressão de saída
constante (Figura 4.9). Em regime permanente a pressão estabiliza no valor ajustado, mas
nos transitórios pode haver variação na pressão ajustada em função da queda de pressão
sobre a resistência do regulador.
20
Figura 4.8 - Regulador de posto manual.
Figura 4.9 - Modelo elétrico de um regulador de posto manual, onde Prp representa a
fonte de pressão e Rrp a resistência variável para a manutenção do valor da pressão.
4.2.2 Cilindros Pneumáticos
Cilindros pneumáticos são equipamentos utilizados para filtrar eventuais
variações de pressão do sistema. Eles se comportam como reservatórios de gás, ou seja,
são análogos a capacitores com uma pequena resistência em seu modelo. Seu uso após o
regulador de posto, por exemplo, ajuda a reduzir variações de pressão nos transitórios de
alto fluxo, uma vez que o reservatório ajuda a suprir este fluxo reduzindo a queda de
pressão sobre a resistência do regulador (Figura 4.10).
21
Figura 4.10 - Modelo elétrico de um cilindro pneumático após um regulador, onde Prp e
Rrp representam o modelo do regulador e Rcp e Ccp representam, respectivamente, a
resistência e a capacitância característica do cilindro pneumático.
4.2.3 Válvula Proporcional Solenóide
Válvulas Solenóide Proporcionais (VSO) são equipamentos utilizados para
regular a vazão de um fluido, seja ele líquido ou gasoso, em um sistema (Figura 4.11).
Seu funcionamento baseia-se na conversão de energia eletromecânica, transformando
uma tensão ou corrente aplicada a sua entrada em um deslocamento do pistão existente
em seu interior. Este pistão define o tamanho da abertura por onde escoa o fluido.
No sistema montado para este estudo, são utilizadas duas VSO. A primeira VSO,
VP50, posicionada na entrada do sistema, é utilizada para controlar a vazão da entrada
para o indivíduo. A malha de controle mede a pressão de boca e atua sobre esta válvula,
aumentando ou diminuindo a vazão para o sistema. Fazendo uma analogia para um
sistema elétrico, um modelo que reproduz seu funcionamento seria uma resistência
variável (um potenciômetro). Como a pressão na entrada da válvula é muito grande e a
resistência da válvula também, o sistema se comporta como uma fonte de fluxo
controlado (no análogo teríamos uma fonte de corrente controlada).
22
Figura 4.11 - Válvula Proporcional Solenóide VP50 (Norgren, UK)
De modo semelhante, a segunda VSO, a qual era parte componente de um
ventilador Amadeus (Hamilton®, Suíça), possui o mesmo princípio de funcionamento,
portanto o mesmo modelo elétrico descrito para a primeira VSO. Neste caso, entretanto,
a válvula foi construída para funcionar com baixas pressões de entrada e, portanto,
funciona como uma fonte de pressão controlada em série com uma resistência. Um diodo
também deve ser ligado em série, pois a válvula não permite a passagem de ar do ambiente
para o interior do sistema. Para o controle desta VSO, a pressão de boca também é
utilizada como referência.
Válvulas proporcionais também costumam apresentar não linearidades marcantes
e resposta em frequência limitada. Zona morta e histerese são muito comuns. Em testes
preliminares, foi constatado que a histerese existente nas válvulas utilizadas neste estudo
não possuía valores significativos.
4.2.4 Tubos e Conexões
Os tubos e as conexões foram modelados como elementos resistivos e
complacentes (Figura 4.12). Para o cálculo da resistência, foi utilizada a Lei de Poiseuille,
físico francês que propôs uma equação para o escoamento de um fluido com certa
23
viscosidade em regime laminar no interior de um tubo cilíndrico reto, com raio constante,
conforme referência [15]. As duas equações (da Lei de Poiseuille e da Lei de Ohm) são
apresentadas nas equações:
𝐼 =∆𝑉
𝑅
(3)
𝐹 =𝜋𝑟4∆𝑃
8𝜇𝐿
(4)
onde 𝐼 corresponde a corrente elétrica, 𝛥𝑉 é a queda de tensão e 𝑅 é a resistência elétrica.
𝐹 é a vazão, 𝜋 é a constante matemática, 𝑟 é o raio do tubo, 𝛥𝑃 é a diferença de pressão,
µ é a viscosidade dinâmica e 𝐿 é o comprimento do tubo.
Com base nas analogias apresentadas anteriormente pode-se encontrar a
resistência laminar correspondente na equação de Poiseuille, conforme equação (5):
𝑅𝑙𝑎𝑚𝑖𝑛𝑎𝑟 =8𝜇𝐿
𝜋𝑟4
(5)
Completando o modelo, é necessário a realização do cálculo da complacência, a
partir da utilização da equação da Lei de Boyle (6):
𝐶 =∆𝑉
∆𝑃
(6)
onde 𝐶 representa a complacência, 𝛥𝑉 é o volume e 𝛥𝑃 é a diferença de pressão.
Figura 4.12 - Modelo elétrico para tubos e conexões, onde Rmc representa a resistência
imposta pelo tubo e Cmc sua capacitância.
24
Vale ressaltar que estes cálculos levam em consideração uma aproximação para
um fluxo laminar, no cálculo das resistências, e um sistema isotérmico, no cálculo dos
capacitores.
4.2.5 Modelagem Geral do Sistema
A partir do modelo de cada elemento individual do sistema foi possível modelar
o sistema como um todo. Para a determinação de resistências e complacências foram
realizadas medições dos raios, comprimentos e volumes dos equipamentos, a pressão de
1 atm. A Tabela 3 mostra os valores calculados para cada elemento.
O sistema foi separado em dois subsistemas: subsistema de alta pressão e
subsistema de baixa pressão. O primeiro é composto pela válvula proporcional solenoide
(VSO) e um cilindro pneumático (Figura 4.13). O cilindro de ar comprimido, o regulador
de posto manual e o primeiro cilindro pneumático foram considerados como a fonte de
alimentação da VSO.
O segundo subsistema é formado por uma peça de tubulação em formato T com
uma saída para o ar (Rar), uma segunda peça de tubulação em formato de T com uma
válvula expiratória (VSOexp) e o sensor de medida de pressão, onde é medida a pressão
de boca (Pao) (Figura 4.14).
Os subsistemas foram então modelados no software MATLAB® (Figura 4.15 e
Figura 4.16).
25
Tabela 3 - Tabela com os valores de resistência e capacitância de cada elemento do
sistema.
Equipamento Resistência
(cmH2O/L/s)
Capacitância
(cmH2O/L)
Cilindro pneumático (Rcp2 e Ccp2) 1/1000 203800
Conexão 1(Rmc1 e Cmc1) 5 500
Resistência do ar (Rar) 2,63 18,3
VSO expiratória (Rvsoexp) 5 -
Conexão 2(Rmc2 e Cmc2) 5 500
Figura 4.13 - Esquemático elétrico da parte inicial (alta pressão) do sistema, onde Ivso
corresponde a fonte de fluxo da VSO, controlada pela pressão de boca, Ccp2 é a
capacitância do segundo cilindro pneumático e Rcp2 a resistência do segundo cilindro.
Devido a linearidade apresentada pela Oxy-PEEP com o ajuste do cursor em 32%
de entrada de ar do ambiente, o diluidor foi modelado como uma resistência no
MATLAB®.
26
Figura 4.14 - Esquemático elétrico do subsistema de baixa pressão, onde Rmc1 e Cmc1
representam valores de, respectivamente, resistência e capacitância imposta pelas
conexões existentes antes da saída de ar para o ambiente, Rar corresponde a saída para o
ambiente proveniente da conexão em formato de T, Rvsoexp representa a resistência da
válvula VSO expiratória e Rmc2 e Cmc2 as respectivas resistências e capacitâncias de
conexões após a saída de ar para o ambiente.
Figura 4.15 - Modelagem do subsistema de alta pressão, onde Rcp2 representa a
resistência do cilindro seguinte a válvula solenoide e Ccp2 representa a capacitância do
segundo cilindro.
A primeira malha de controle atua sobre a VSO de entrada do sistema, regulando
sua vazão de entrada. Já a segunda malha atua sobre a VSO expiratória. A atuação do PI
neste dispositivo consiste em permitir ou não o escape de ar do sistema para o ambiente
para assim manter a pressão constante nas vias aéreas do indivíduo (Figura 4.17). A VSO
expiratória foi modelada como uma resistência fixa para simulação em malha aberta que
permite o cálculo dos parâmetros do controle PI.
27
Figura 4.16 - Modelagem do subsistema de baixa pressão, onde Rmc1 e Cmc1 são,
respectivamente, a resistência e capacitância das conexões anteriores a saída de ar, Rar
representa a saída de ar para o ambiente e Rmc2 e Cmc2 são, respectivamente,
resistência e capacitância das conexões após a saída de ar e Rvsoexp a resistência da
válvula VSO expiratória.
Figura 4.17 - Sistema do CPAP projetado, onde são exibidas as duas malhas de controle
utilizadas. Roxy é a resistência da Oxy-PEEP.
A partir da modelagem, foi calculada a função de transferência do sistema a fim
de encontrar seus polos.
28
O sistema modelado apresenta duas entradas, sendo cada uma correspondente a
uma malha de controle. Sendo assim, sua função de transferência corresponde a:
𝐻(𝑠) = [3,122. 1010
𝑠4 + 3253𝑠3 + 1,967. 106𝑠2 + 2,161. 108𝑠 + 6,244. 109
(7)
245,1𝑠3 + 1,238. 106𝑠2 + 1,592. 109𝑠 + 7,509. 1010
𝑠4 + 5098𝑠3 + 6,743. 106𝑠2 + 6,248. 108𝑠 + 1,502. 1010] (
𝑉
𝑐𝑚𝐻2𝑂)
(8)
Sendo seus polos:
𝑝1 = −2,5𝑥103 𝑝2 = −0,6219𝑥103
𝑝3 = −0,049𝑥103 𝑝4 = −0,0819𝑥103 (9)
Com a localização dos quatro polos no semi-plano lateral esquerdo, este sistema
é estável.
29
Capítulo 5
Controle do Sistema
5.1 Controle PI
Para a realização do controle do sistema foi utilizada a técnica de controle
proporcional-integral (PI) por meio de uma implementação digital. O controlador PI é um
caso particular do controlador proporcional-integral-derivativo (PID) que é de longe a
técnica de controle mais utilizada atualmente. De fato, mais de 90% das malhas de
controle usam o PID. Cabe ressaltar que a maior parte das malhas são, na realidade,
controladas por um PI, uma vez que a ação derivativa não é usada com muita frequência
[16].
O controlador PID é usado em uma ampla gama de aplicações como controle de
processos, de drivers de motores, de memórias magnéticas e ópticas, de automóveis, de
vôos, entre outras [16]. Embora a teoria de controle venha evoluindo, o controle PID
permanece como uma importante ferramenta devido à três razões principais: histórico
passado de sucesso, simplicidade de uso e grande disponibilidade no mercado [17]. Isto
é evidenciado no guia de referência Muhidin e Zoran [18]. Estima-se que na década
passada foram publicados mais de 300 artigos em periódicos sobre teoria e aplicações de
controladores PID [18].
Apesar de novas metodologias para sintonia do controlador PID, técnicas clássicas
como Ziegler e Nichols [19], ainda são amplamente utilizadas em uma grande gama de
aplicações. Técnica está apontada como referência em muitos trabalhos, como o método
de feedback desenvolvido por Åstrom e Hagglund [20] e o método desenvolvido por
Cohen e Coon [21].
30
5.1.1 Conceito de Controle PID
Um sistema clássico de controle PI paralelo pode ser visto na Figura 5.18, onde
os sinais r, e, u, d, v e y representam respectivamente o sinal de referência r, o sinal de
erro e, o sinal de controle u, o sinal de distúrbio de entrada d, o sinal de distúrbio de saída
v e a saída do sistema y.
Figura 5.18 – Sistema controlado por um PI paralelo.
A equação do controlador PI paralelo clássico encontrada na literatura é
apresentada a seguir [17]:
𝑢(𝑡) = 𝑘𝑃𝑒(𝑡) + 𝑘𝐼 ∫ 𝑒(𝜏)𝑑𝜏𝑡
0
(10)
onde 𝑢(𝑡) é o sinal de controle; 𝑒(𝑡) é o sinal de erro entre o sinal de referência e a
resposta do sistema; 𝑘𝑃 é o ganho proporcional do sistema e 𝑘𝐼 é o ganho integral do
sistema.
A equação (10) também pode ser escrita no domínio da frequência, usando a
Transformada de Laplace, como apresentado em (11).
𝑈𝐶(𝑠) = [𝑘𝑃 +𝑘𝐼
𝑠] 𝐸(𝑠)
(11)
31
5.1.1.1 Termo Proporcional
O termo proporcional representa um dos termos do controle PID. A utilização
deste termo resulta em uma saída proporcional ao sinal de erro e(t). O termo proporcional
é dado pela equação:
𝑢𝑃(𝑡) = 𝑘𝑃. 𝑒(𝑡) (12)
onde 𝑘𝑃 representa o ganho proporcional do controle e 𝑢𝑃(𝑡) representa a variável de
controle do termo proporcional.
A ação deste termo de controle ocorre de modo que, quanto maior o erro de
controle devido a diferença entre o sinal de referência e a saída do sistema, maior é a
variável de controle 𝑢𝑃(𝑡) [22].
Esta técnica tem como vantagem não produzir tanto esforço para a realização do
controle, pois quando o erro é pequeno, a variável de controle também assume valores
pequenos.
O controlador proporcional é uma técnica muito simples, porém bastante eficiente
para o controle de sistemas. No entanto, em geral, este tipo de estratégia produz um erro
em estado estacionário. Embora esse erro possa ser reduzido com o aumento do ganho,
para conseguir zerá-lo pode ser necessário a introdução de uma ação integral.
5.1.1.2 Termo Integral
A principal função do termo integral do controle PID é fazer com que a variável
controlada venha a convergir para o valor da referência em regime estacionário, ou seja,
elimina o erro em regime estacionário, sendo conhecido como reset automático [22].
32
Este termo faz com que, quando exista um erro positivo, mesmo que pequeno,
leva a um aumento da variável de controle, e um erro negativo levará a um decréscimo
desta mesma variável, não importando quão pequeno seja este erro.
O termo integral é formado por uma constante de ganho 𝑘𝐼, multiplicando a
integral do erro e(t). Logo:
𝑢𝐼(𝑡) = 𝑘𝐼 ∫ 𝑒(𝜏)𝑑𝜏𝑡
0
(13)
A representação pelo domínio da frequência é:
𝑢𝐼(𝑡) =𝑘𝐼
𝑠
(14)
Porém, o resultado da integral do erro possui um limite físico, determinado
usualmente pelo atuador do sistema, neste estudo pela abertura da VSO. Sendo assim, a
variável de controle é limitada a um determinado valor. Desta forma, caso não seja
implementado algum tipo de algoritmo, o termo integral ultrapassará este valor e o sinal
de controle irá saturar. Para sair deste limite, o erro precisará assumir um valor negativo
até a integral atingir valores aceitáveis novamente.
Para resolver este problema foi utilizada a técnica de anti-reset windup com o
algoritmo de back calculation, conforme mostra a Figura 5.19.
Utilizando este método, quando ocorre a saturação do sinal de controle, a integral
é recalculada de forma a modificar o valor do termo integral. A nova realimentação
realizada para evitar a saturação é produzida pela diferença entre a saída do sinal de
controle, w, e a saída do atuador, u, produzindo o sinal de erro 𝑒𝑠. No caso desses sinais
serem iguais, a realimentação será igual a zero e a operação ocorrerá de modo normal.
No caso do atuador saturar, a realimentação em torno do integrador irá atuar. Assim, a
entrada do integrador será:
𝑘𝐴𝑒𝑠 + 𝑘𝐼𝑒 (15)
33
Onde 𝑒 é o erro do controle. Consequentemente, em estado estacionário:
𝑒𝑠 = 𝑘𝐼𝑘𝐴𝑒 (16)
Como 𝑒𝑠 = 𝑢 − 𝑤, tem-se:
𝑤 = 𝑢𝑙𝑖𝑚 − 𝑘𝐼𝑘𝐴𝑒 (17)
onde 𝑢𝑙𝑖𝑚 corresponde ao valor de saturação da variável de controle. É possível notar,
através da equação que 𝑒 e 𝑢𝑙𝑖𝑚 possuem o mesmo sinal, sendo assim 𝑤 será sempre
maior que 𝑢𝑙𝑖𝑚 em magnitude, de modo a manter a entrada do integrador com um valor
pequeno, próximo de zero.
Figura 5.19 - Esquema de controle PI com Anti-Reset Windup.
5.1.1.3 Ajuste do Controlador PI
Devido à dificuldade de modelagem do sistema, imposta pelo não conhecimento
de um modelo adequado da Oxy PEEP, foi utilizado o método de ajuste de Ziegler-
Nichols.
34
Este método consiste na observação da resposta do sistema em malha aberta
quando o mesmo é inicializado com uma entrada do tipo degrau, sendo caracterizado por
dois parâmetros. Como pode ser visto em [23], o ponto onde a inclinação da resposta a
entrada do tipo degrau tem seu máximo é determinado e, a partir deste, é traçado uma
tangente. O encontro entre a reta tangente traçada e o eixo das coordenadas define os
parâmetros ∝ e 𝐿. A utilização desse método implica em aceitar um valor máximo de
25% de overshoot.
Para determinar os parâmetros a serem utilizados no sistema prático, foi realizada
uma simulação com o modelo desenvolvido.
A partir da resposta a entrada do tipo degrau da função de transferência, traça-se
uma reta tangente, na cor vermelha, a inclinação máxima da resposta, traçada na cor azul,
e estende-se a tangente até o eixo das coordenadas, conforme Figura 5.20, determinando
assim os parâmetros ∝ e 𝐿 para o cálculo das constantes do controle PID, através da
Tabela 4.
Figura 5.20 – Reta tangente a resposta a entrada do tipo degrau no sistema proposto para
cálculo dos parâmetros da técnica de Ziegler-Nichols.
35
Para o sistema em questão, observa-se que os valores dos parâmetros são:
𝛼 = 0,521 (18)
𝐿 = 0,003 (19)
Em posse destes valores, basta calcular os ganhos do controle.
𝑘𝑃 = 1,8 (20)
𝑇𝑖 = 0,01 (21)
Tabela 4 - Parâmetros do controle PID obtidos através do método de resposta ao degrau
de Ziegler-Nichols.
Controle kP Ti Td P 1/α - - PI 0.9/α 3L - PID 1.2/α 2L L/2
De modo a melhor ajustar os parâmetros do sistema, foi feita uma sintonia fina
experimentalmente e os parâmetros que melhor responderam ao sistema foram:
𝑘𝑃 = 1,2 (22)
𝑇𝑖 = 0,01 (23)
Os mesmos parâmetros foram utilizados para o PI das duas malhas de controle
para atuarem em conjunto sobre o erro em relação a referência
5.1.2 Implementação do Controle Digital
Para a implementação do controle digital, foi utilizado o software LabVIEW®
2011, além de uma placa de aquisição de dados NI USB-6009 (National Instruments,
EUA), para aquisição da pressão na saída do sistema (Figura 5.21). Para a aquisição da
pressão do sistema, o sensor posicionado próximo a boca do indivíduo é conectado à porta
da placa. A placa então, através do método de aproximações sucessivas, converte o sinal
36
analógico em digital e este é processado no LabVIEW® com uma taxa de amostragem
de 1000 Hz.
Figura 5.21 - Placa de aquisição de dados NI USB-6009.
Na Figura 5.22, observa-se o esquemático de controle do sistema, onde são
utilizados dois blocos PIs, um para cada malha de controle. A pressão de saída do sistema
é convertida para digital, passa por uma filtragem e então entra no bloco de controle. Seu
valor é comparado com o valor de referência, que é definido pelo bloco de setpoint. A
definição das constantes do controle é feita através do bloco PID gains e a saturação é
determinada através do output range. A saída do PID é então conectada a saída da placa,
para controle das duas válvulas do sistema.
A filtragem do sinal de entrada é realizada também digitalmente, através do bloco
de filtro apresentado na Figura 5.23. O filtro utilizado, do tipo Butterworth de 4 polos,
possui como entradas o sinal da pressão de boca, um outro bloco onde é definido o tipo
de filtro utilizado e a frequência de corte. Para este estudo, foi utilizado o filtro do tipo
passa-baixa e a frequência de corte em 33 Hz.
37
Figura 5.22 - Diagrama de blocos mostrando o controle PI para as duas malhas de
controle utilizados no LabVIEW.
Figura 5.23 - Bloco de filtro utilizado no LabVIEW.
As configurações eram feitas por meio da interface gráfica apresentada na Figura
5.24.
38
Figura 5.24 - Interface gráfica utilizada no LabVIEW.
5.1.3 Perturbação de Saída
Devido aos parâmetros existentes para modelar um indivíduo variarem de pessoa
para pessoa, o indivíduo foi considerado como uma perturbação na saída do sistema deste
estudo, de modo que não é necessário levar em consideração seu modelo para o controle.
A partir da Figura 5.18, é possível calcular as equações de saída, do controle e do
erro para ver a influência de uma perturbação de saída no sistema:
𝑌 =𝐹𝐺
1 + 𝐹𝐺𝑅 +
𝐺
1 + 𝐹𝐺𝐷 −
𝐹𝐺
1 + 𝐹𝐺𝑉
(24)
𝑈 =𝐹
1 + 𝐹𝐺𝑅 −
𝐹𝐺
1 + 𝐹𝐺𝐷 −
𝐹
1 + 𝐹𝐺𝑉
(25)
𝐸 =1
1 + 𝐹𝐺𝑅 −
𝐺
1 + 𝐹𝐺𝐷 −
𝐹𝐺
1 + 𝐹𝐺𝑉
(26)
Para simplificar as equações, serão usadas as definições de sensibilidade (𝑆) e o
seu complemento (𝜏):
𝑆 =1
1 + 𝐹𝐺
(27)
39
𝜏 = 1 − 𝑆 =𝐹𝐺
1 + 𝐹𝐺
(28)
Sendo então o erro dado por:
𝐸 = 𝑆𝑅 − 𝑆𝐺𝐷 − 𝜏𝑉 (29)
Portanto, para rejeitar tanto a perturbação de entrada como a de saída, além de
manter o erro pequeno para qualquer sinal de entrada, é preciso que os parâmetros 𝑆 e 𝜏
sejam suficientemente pequenos, mas por definição isso não é possível. É um
compromisso com o sistema, onde se for escolhido um alto nível de rejeição para a
perturbação de saída, é possível que o sinal de referência e a perturbação de entrada
provoquem um aumento do erro de seguimento. O mesmo vale para o inverso.
Para que ocorra a rejeição das duas perturbações e o erro em relação a referência
seja próximo de zero, é necessário que as mesmas respondam em frequências distintas,
de modo a não interferirem simultaneamente no sistema.
5.2 Circuitos Analógicos
Com a existência de duas válvulas no sistema criado para este estudo, fez-se
necessário a realização de dois projetos de circuitos analógicos para o controle das
mesmas. Estes circuitos tinham como objetivo controlar a abertura da passagem de ar
para o sistema ou para o ambiente.
Inicialmente, a primeira VSO, da marca Norgren, era controlada diretamente pela
saída da placa A/D NI USB 6009, da marca National Instruments (EUA), mas não era
possível chegar ao valor necessário de 7,5 V. Por isso foi construído um condicionador
de sinais para esta válvula (Figura 5.25), com ganho de tensão (AV) de 1,5.
40
Figura 5.25 - Circuito do amplificador Não-inversor utilizado, onde R correspondem a
resistência de 12 kΩ.
𝐴𝑉 = 1 +𝑅 2⁄
𝑅
(30)
No projeto foram utilizados 3 resistores de igual valor, 12 kΩ.
Um segundo circuito amplificador também foi exigido para a realização do
controle da segunda válvula do sistema, válvula esta posicionada próxima a tomada da
pressão de boca.
Este circuito é controlado a partir de uma corrente. De acordo com o manual da
válvula, a corrente de entrada da mesma deve variar entre 40 e 200 mA.
Porém, realizando testes para descobrir a corrente máxima necessária para a
abertura máxima da válvula, pode-se perceber que não era necessário mais do que 150 mA
de corrente.
Sendo assim, foi projetado um circuito eletrônico utilizando um transistor,
TIP41B, e realizando uma análise de nível DC do circuito, conforme mostrado na Figura
5.26
41
Figura 5.26 - Circuito de controle para a válvula expiratória retirada do ventilador
mecânico Amadeus, representada no circuito pela resistência VSOexp.
No circuito
𝑉 = 𝑅1𝐼𝐵 + 𝑉𝐵𝐸 + 𝑅2𝐼𝐸 (31)
sendo que
𝐼𝑏 =𝐼𝐸
𝛽 + 1
(32)
𝐼𝐶 ≈ 𝐼𝐸 (33)
Utilizando as equações (32) e (33) na equação (31), além de 𝑉𝑖𝑛 = 7,5𝑉, 𝛽 = 100
e 𝑉𝐵𝐸 = 0,7𝑉, encontra-se a relação entre 𝑅1 e 𝑅2:
45,33 = (00,1𝑅1 + 𝑅2) (34)
O resistor 𝑅1 foi escolhido com 100Ω e o resistor 𝑅2 com 47Ω, tendo 𝑉𝑐𝑐 = 12𝑉.
42
Capítulo 6
Ensaios, Resultados e Discussão
6.1.1 Metodologia dos testes
Nesta seção será apresentado a metodologia de avaliação do controle PI ajustado
com a técnica de Ziegler-Nichols com e sem a perturbação do indivíduo na saída do
sistema. Além disso, também serão apresentadas comparações entre o CPAP comercial
da marca Tango e o sistema de geração de CPAP desenvolvido neste estudo (CPAPlep)
com a adição da perturbação de saída do voluntário. Nos dois sistemas, a Pboca utilizada
foi de 4 cmH2O, conforme descrito nos objetivos.
O teste sem voluntário consistiu da aplicação de um degrau de pressão de
4 cmH2O com o sistema completamente montado, posicionando uma seringa fechada ao
final do sistema.
Para a comparação e análise dos resultados com voluntários, os mesmos
realizavam um primeiro teste, onde, na primeira fase, eram instruídos a permanecer em
repouso durante 3 minutos. Após esse período, era então realizada uma segunda fase,
onde era desenvolvido um teste progressivo máximo. O voluntário iniciava o experimento
pedalando durante 3 minutos a uma carga de 25 watts, progredindo após isso a intensidade
em 25 watts a cada 1 minuto de teste, sendo interrompido quando da exaustão do
voluntário ou qualquer sinal ou sintoma determinante de interrupção do esforço.
Com o conhecimento da carga de esforço máximo do indivíduo, era realizado
então um segundo teste, onde o voluntário novamente era instruído a permanecer em
repouso, desta vez durante 5 minutos, e, após este período, era iniciada a fase de teste
contínuo máximo. Este teste consistiu em um aquecimento, onde o voluntário pedalava a
43
30% do valor de sua carga máxima por um período de pelo menos 15 segundos. Após
isso, era iniciado o teste com 80% de sua carga máxima, obtida no primeiro teste. O
experimento era terminado no momento que o voluntário atingia sua exaustão ou
apresentasse qualquer sinal ou sintoma determinante de interrupção de esforço (Nunes,
2015).
O mesmo teste foi então feito para o CPAP comercial mencionado anteriormente
para efeito de comparação posterior.
6.1.2 Testes sem a participação do voluntário
Analisando o resultado do controle PI projetado no sistema proposto neste
trabalho sem a presença do voluntário, é possível notar que o sistema foi capaz de manter
o valor da pressão de boca bem próximo ao valor de referência de 4 cmH2O projetado
inicialmente, com variações de 1 cmH2O de pressão (Figura 6.27).
Figura 6.27 - Resultado obtido com o controle PID, sem a presença de um voluntário,
projetado neste estudo.
Vale ressaltar que neste primeiro resultado, não foi produzida uma perturbação na
saída do sistema, que poderia ocorrer devido à respiração do voluntário na saída do
sistema.
44
6.1.3 Testes de esforço
Analisando os 5 minutos iniciais, onde o indivíduo encontra-se em repouso, o
controle do sistema de CPAP proposto manteve a pressão de saída no nível de 4 cmH2O,
com variações de 0,5 cmH2O (Figura 6.28), dentro do objetivo inicial de variações entre
6 cmH2O e 2 cmH2O.
Enquanto o CPAP comercial apresentou uma variação entre 6 cmH2O e 2 cmH2O,
conforme mostrado na Figura 6.29.
Figura 6.28 - Valor da pressão de boca durante repouso do voluntário no teste com
CPAPlep.
Comparativamente, o CPAP deste trabalho apresentou um controle superior,
mantendo uma variação menor da pressão de saída, 0,5 cmH2O do sistema proposto
contra 2 cmH2O do CPAP comercial. Um motivo para ocorrer essa grande variação na
pressão de boca do CPAP comercial é o posicionamento do sensor de pressão utilizado
45
pelo controlador. Este sensor, caso exista, encontra-se distante da máscara, portanto não
mede a pressão real nas vias aéreas do voluntário.
Após 3 minutos, o voluntário inicia o exercício com um aquecimento e depois a
carga de 80% da carga máxima, alcançada no primeiro teste.
Este momento é crítico para o controle, pois é neste teste que o voluntário realiza
um grande esforço físico, assim busca uma maior oxigenação. Para isso, o mesmo
necessita de uma maior vazão de ar durante o exercício.
Desta forma, a pressão de boca apresenta uma maior oscilação, tanto no CPAP
projetado, onde a pressão variou entre 8 cmH2O e -2 cmH2O, quanto no CPAP comercial,
que apresentou valores entre 15 cmH2O e -3 cmH2O.
Figura 6.29 - Valor do teste com voluntário em repouso obtido com o CPAP comercial.
Apesar desta variação, o CPAPlep foi melhor (4 cmH2O ±6 cmH2O) quando
comparado ao CPAP comercial (6 cmH2O ±9 cmH2O), principalmente na região de
expiração – parte superior do valor de referência. Isto se deve ao fato de que durante a
expiração, não é exigido do CPAP uma grande quantidade de ar para expelir ao
voluntário. Sendo assim, nesta região pode-se notar que o controle projetado no CPAPlep
(Figura 6.31) apresenta melhores resultado em comparação ao comercial (Figura 6.30).
46
Já a parte inferior ao valor de referência, corresponde a parte da inspiração do
voluntário. Esta é uma região crítica para o sistema, pois neste momento é necessário
oferecer uma alta quantidade de ar para suprir a necessidade do indivíduo e ainda assim
manter a pressão constante. Como pode ser visto na Figura 6.31, a pressão atinge valores
negativos (próximo a -2 cmH2O), ou seja, o sistema não foi capaz de suprir a vazão
exigida pelo esforço do voluntário.
O CPAP projetado neste estudo apresentou uma vazão de 5 L/s, conforme pode
ser visto na Figura 6.32. Apesar do gráfico apontar um nível de vazão superior, esse valor
corresponde ao ar ambiente entrando pela saída de ar ambiente, portanto não foi possível
atingir o valor de 7 L/s. Para aumentar o nível de vazão demandada ao indivíduo, seria
oportuno retirar o tubo de conexão com saída para o ambiente, deixando apenas a saída
de ar através da válvula expiratória. Porém, por questões de segurança, foi decidido
manter esta conexão para não afetar o indivíduo.
Figura 6.30 - Valores de pressão de boca obtidos durante o exercício do voluntário
utilizando o CPAP comercial.
47
Figura 6.31 - Variação da pressão de boca durante exercício utilizando o CPAPlep.
Quanto ao controle PI realizado neste experimento, este foi escolhido, juntamente
com o método de Ziegler-Nichols, por não ser exigido o conhecimento inicial dos
parâmetros do sistema e sua simples implementação. Em busca de melhores resultados,
deve-se primeiramente modelar a Oxy-PEEP em toda sua região de atuação, sendo então
possível utilizar controles mais robustos.
Figura 6.32 - Variação de fluxo durante exercício com sistema CPAP projetado.
48
Capítulo 7
Conclusão
O sistema de CPAP feito no laboratório, CPAPlep, mostrou-se mais adequado
para o uso durante exercícios físicos do que o CPAP comercial. Portanto, a utilização do
controle PI, além do circuito de controle da VSOexp, neste sistema foram os fatores
determinantes para a melhora da performance do CPAPlep.
Apesar do sistema de controle utilizado neste estudo apresentar melhores
resultados que o do CPAP comercial, o objetivo de manter a pressão de saída do sistema
no nível de 4 cmH2O ±2 cmH2O não foi possível. Isso se deve ao fato de ser necessário
um fluxo de entrada maior para suportar a perturbação produzida pelo indivíduo no
sistema, durante exercício.
Vale ressaltar que não foi possível atingir a vazão de 7 L/s com o sistema proposto
neste estudo, atingindo valor máximo de 5 L/s. Uma forma de aumentar a vazão
disponível para o voluntário seria a retirada da conexão em formato de T, cuja saída
apresenta-se aberta ao ambiente. Dessa forma, o sistema teria uma perda menor, sendo
utilizado apenas a saída através da válvula expiratória. Porém, por questão de segurança
com a saúde do indivíduo, foi feita a opção de manter essa conexão.
49
Capítulo 8
Bibliografia
[1] V. M. N. A. Rabay, “Proposta de Gestão em Engenharia Clínica no Hospital de
Messejana Dr. Carlos Alberto Studart Gomes,” Escola de Saúde Pública do Ceará,
Fortaleza, 2008.
[2] C. S. Sassoon, “Positive pressure ventilation. alternate modes.,” Chest, vol. 100,
no. 5, pp. 1421–1429, Nov. 1991.
[3] N. Ambrosino and S. Strambi, “New strategies to improve exercise tolerance in
chronic obstructive pulmonary disease,” Eur. Respir. J., vol. 24, no. 2, pp. 313–322,
Aug. 2004.
[4] V. L. Wittmer, G. M. S. Simoes, L. C. M. Sogame, and E. C. Vasquez, “Effects
of continuous positive airway pressure on pulmonary function and exercise tolerance in
patients with congestive heart failure*,” Chest, vol. 130, no. 1, pp. 157–163, Jul. 2006.
[5] M. Wang, W. Li, D. Lun-Hou, J. Li, and R. Zhai, “Optimizing computed
tomography pulmonary angiography using right atrium bolus monitoring combined with
spontaneous respiration,” Eur. Radiol., pp. 1–6, 2015.
[6] A. C. Guyton and J. HALL, Tratado de fisiologia médica. Rio de Janeiro:
Guanabara Koogan, 1992.
[7] S. B. de P. e Tisiologia, Jornal Brasileiro de Pneumologia. Sociedade Brasileira
de Pneumologia e Tisiologia, 1990.
[8] C. R. R. de Carvalho, C. Toufen Junior, and S. A. Franca, “Ventilação
mecânica: princípios, análise gráfica e modalidades ventilatórias,” J. Bras. Pneumol.,
vol. 33, pp. 54–70, Jul. 2007.
[9] G. W. Soo Hoo, “Nonpharmacologic adjuncts to training during pulmonary
rehabilitation: The role of supplemental oxygen and noninvasive ventilation,” J.
Rehabil. Res. Dev., vol. 40, no. 5s, p. 81, 2003.
[10] J. M. Cairo, Mosby’s Respiratory Care Equipment. Elsevier Health Sciences,
2013.
[11] C. S. Sasson, A. E. Giron, E. A. Ely, and R. W. Light, “Inspiratory work of
breathing on flow-by and demand-flow con... : Critical Care Medicine,” LWW. [Online].
Available:
http://journals.lww.com/ccmjournal/Fulltext/1989/11000/Inspiratory_work_of_breathin
g_on_flow_by_and.4.aspx. [Accessed: 16-Aug-2015].
50
[12] R. D. Branson, R. S. Campbell, J., Kenneth Davis, and I., Daniel J. Johnson,
“Comparison of pressure and flow triggering systems during continuous positive airway
pressure,” Chest, vol. 106, no. 2, pp. 540–544, Aug. 1994.
[13] Favre AS, Jandre FC, et al, (2003) “Closed-Loop Control of a Continuous
Positive Airway Pressure Device”, Proceedings of the 25” Annual lntemational
Conference of the IEEE, EMBS, Cancun, Mexico, p. 17-21.
[14] M. V. Leão Nunes, A. V. Pino, and A. Giannella-Neto, “Caracterização de um
Gerdor de Alto Fluxo para um Sistema Controlado de Geração de CPAP durante
Exercício,” XXIII CBEB, 2012.
[15] A. P. Sena, R. I. Alencar, and E. F. X. Júlio, “Analogia entre Circuitos Elétricos
e Hidráulicos em Regime Turbulento e Laminar a partir de Simulação Virtual,” 2010.
[16] K. J. \AAström and T. Hägglund, “The future of PID control,” Control Eng.
Pract., vol. 9, no. 11, pp. 1163–1175, 2001.
[17] M. A. Johnson and M. H. Moradi, PID control. Springer, 2005.
[18] M. Lelicf and Z. Gajic, “A REFERENCE GUIDE ТО РID CONTROLLERS IN
THE NINETIES.”
[19] J. G. Ziegler and N. B. Nichols, “Optimum settings for automatic controllers,”
Trans ASME, vol. 64, no. 11, 1942.
[20] K. J. \AAström and T. Hagglund, Automatic tuning of PID controllers.
Instrumentation, Systems, and Automation Society, 1988.
[21] G. H. Cohen and G. A. Coon, Theoretical Consideration of Related Control,
75th ed. Trans. ASME, 1953.
[22] A. Visioli, Practical PID Control. Springer Science & Business Media, 2006.
[23] K. J. Astrom, “PID controllers: theory, design and tuning,” Instrum. Soc. Am.,
1995.
[24] Martin, H. Newell The Human Body: A Text-book of Anatomy, Physiology and
Hygiene (New York: Henry Holt and Company, 1900) 202
