UAM– IZTAPALAPA

Ciencias Básicas e Ingeniería CBI

Licenciatura en Ingeniería Biomédica

Laboratorio de Instrumentación del Centro de Investigación en Imagenología e Instrumentación

Médica (CI3M) de la UAM-Iztapalapa

Dispositivo de Asistencia Ventricular (DAV) Degradación y detección de fallas de un DAV realizados

2, 000,000 de ciclos

REPORTE SEMINARIO DE PROYECTOS

ALUMNO Nombre: Julio García Flores Matrícula: 201215171 Área de concentración: Instrumentación Médica Electrónica ASESOR RESPONSABLE Nombre: Dr. Emilio Sacristán Rock. Cargo: Responsable del Laboratorio de Instrumentación del CI3M. Departamento: Ingeniería Eléctrica, CBI.

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DEDICATORIA

A mi gran y hermosa familia.

“Aprende, aprende todo lo que puedas. Yo no pude hacerlo.” “Al verte escribir tu nombre casi lloro, yo no sabía hacerlo.”

Trinidad Flores Zavala. Mi Madre.

“Trabaja y lo demás vendrá por si mismo.” Julio García Peña. Mi Padre.

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RECONOCIMIENTOS

Institucionales

Por la formación y crecimiento que me han proporcionado durante la licenciatura.

Al laboratorio de Instrumentación Médica por todas las facilidades prestadas.

Innovamédica S.A. de C.V.

Por todas las facilidades prestadas, el apoyo incondicional en mi formación profesional y realización del proyecto.

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Personales A mis profesores de la UAM-Iztapalapa por la formación, disciplina y amor a la profesión que han fomentado en mí. Al Ing. Edmundo Gerardo Urbina Medal, coordinador de la licenciatura, por el apoyo y consejo que siempre me impulso a seguir adelante. Al M. en C. Héctor Trujillo Arriaga por los consejos académicos y personales. Al M. en C. Oscar Yánez por la pasión, entusiasmo y apoyo docente. Al Dr. Juan Carlos Echeverría Arjonilla por fomentarme la sorpresa, reflexión y belleza de la ciencia. Al Dr. Miguel Cadena Méndez por la formación, consejo y apoyo siempre demostrado; a su enorme pasión, humanidad y amor a la profesión que me impulsa a ser mejor día con día. Al personal de Innovamédica S.A. de C.V. Al personal administrativo, diseño, contable, software (en lo particular a la I.S.C. Silvia Juárez Juárez por el desarrollo de la aplicación de procesamiento de información), pruebas clínicas y directivo por el apoyo proporcionado. Un reconocimiento especial al personal de ingeniería que labora en el laboratorio de Instrumentación Médica del CI3M: I.B. Farah Corona (Gerente del departamento de ingeniería), I.B. Carlos Rodríguez, I.B. Carlos Galván, I.B. Fabián Hernández por el apoyo proporcionado reparando las consolas, Ing. Francisco Tovar (actual responsable de las pruebas in vitro) y en particular al Ing. Ángel Hernández (anterior responsable de las pruebas in vitro) por las enseñanzas, cuestionamientos y camaradería siempre proporcionados. Un reconocimiento y agradecimiento especial al Dr. Emilio Sacristán Rock (Profesor de la UAM-Iztapalapa, Responsable del laboratorio de Instrumentación Médica del CI3M y Director General de Innovamédica S.A. de C.V.) por la oportunidad, el apoyo, la formación y la confianza que depositó en mi persona.

RESUMEN

El presente trabajo recopila información a cerca del sistema circulatorio, los diferentes tipos de DAVs, modelos de simulación del sistema circulatorio (mock loops), detalles de la instrumentación empleada para pruebas in Vitro de largo plazo. Se describe el método utilizado para el monitoreo de errores y fallas de un dispositivo de asistencia ventricular (DAV), la descripción de la construcción del mock loop empleado, elaboración de sangre artificial, la electrónica implementada y el software desarrollado. Se presentan los resultados obtenidos después de realizar 2, 000, 000 de ciclos en condiciones de resistencia normal derecha e izquierda. Los resultados obtenidos serán considerados para el rediseño del equipo.

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ÍNDICE

I. FIGURAS…………………………………………..8 II. TABLAS……………………………………………8

III. GRÁFICAS………………………………………...8

IV. NOMENCLATURA……………………………….9 1. INTRODUCCIÓN………………………………….10

1.1. Motivación…………………………………………10 1.2. Organización del trabajo…………………………...11

2. ANTECEDENTES………………………………….11 2.1. Sistema Circulatorio……………………………….11

2.1.1. La sangre………………………………………………..11

2.1.2. El corazón……………………………………………….12

2.1.3. Relación entre flujo, presión y resistencia…………….14

2.1.4. Complianza……………………………………………...15

2.2. Dispositivos de Asistencia Circulatoria y

Corazones Artificiales Totales……………..16

2.2.1. Historia………………………………………………….16

2.2.2. Aplicación……………………………………………….16

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2.2.3. Tipos de Dispositivos de Asistencia Ventricular ……..16

2.3. Modelos del Sistema Circulatorio………….18 2.4. Dispositivo de Asistencia Ventricular de

Innovamédica……………………………….19

2.4.1. Ensamble de desechables………………………………20

2.4.2. Consola de control……………………………………...21

2.4.3. Unidad móvil……………………………………………23

2.5. Mock loop…………………………………….23 2.6. Instrumentación……………………………..24

3. OBJETIVO…………………..……………………...26

4. METODOLOGÍA…………….…………………….26

4.1. Construcción de mock loops………………...26

4.1.1. Antecedentes…………………………………………….26 4.1.2. Construcción…………………………………………….26

4.2. Caracterización de resistencias de los mock loops……………………………………………….27

4.2.1. Sangre artificial…………………………………………27

4.2.2. Mock loop A y B………………………………………...28

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4.3. Identificación de parámetros de interés……29 4.4. Desarrollo de circuitos………………………30 4.5. Programación………………………………..31 4.6. Proceso de adquisición………………………32

5. RESULTADOS……………………………………...33

a) Tiempo de utilización por equipo……………34 b) Clasificación de fallas por gráficas…………..35

c) Tipo de fallas del equipo……………………...39

6. DISCUSIÓN………………………………………...42

7. CONCLUSIONES…………………………………..43 8. RECOMENDACIONES Y TRABAJOS A

FUTURO…………………………………………….43

8.1. Recomendaciones para el equipo…………...43 8.2. Recomendaciones experimentales…………..44 8.3. Trabajos a futuro……………………………44

9. REFERENCIAS…………………………………...45

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10. FIRMAS……………………………………………48 I. FIGURAS Figura 1.Sistema Circulatorio…………………………………………………………………………………………...12 Figura 2. Esquema de las partes del corazón………………………………………………………………………….12 Figura 3. Llenado de las cámaras ventriculares……………………………………………………………………...13 Figura 4. Actividad eléctrica del corazón……………………………………………………………………………...14 Figura 5. Bomba neumática implantable……………………………………………………………………………....17 Figura 6. Modelos eléctricos del sistema circulatorio……………………………………………………………….18 Figura 7. Saco y cápsula del VAD………………………………………………………………………………………20 Figura 8. Consola de Control del VAD…………………………………………………………………………………21 Figura 9. Algoritmo de la consola de control…………………………………………………………………….……22 Figura 10. Unidad móvil del VAD………………………………………………………………………………..……..23 Figura 11. Sistema cardiovascular…………………………………………………………………...…………………23 Figura 12. Diseño físico del mock loop……………………………………………………………...…………………27 Figura 13. Bomba centrifuga…………………………………………………………………………..………………..28 Figura 14. Circuito de acondicionamiento del transductor de presión……………………………………………30 Figura 15. Interfaz gráfica del programa…………………………………………………………………….………..31 Figura 16. Programa alambrado…………………………………………………………………….…………………32 Figura 17. Residuos en la camisa del pistón…………………………………………………………………………..40 Figura 18. Desgaste de la base del pistón……………………………………………………………..………………40 Figura 19. Suciedad típica del embolo del pistón…………………………………………………………………….41 Figura 20. Fuga en la capsula………………………………………………………………….……………………….41

II. TABLAS TABLA 1. TIPOS DE DAVs PULSATILES……………………………………………….…………………18 TABLA 2. RESISTENCIAS SIMULADAS POR EL MOCK LOOP………………………………….……..24 TABLA 3. PARAMETROS INTERNOS Y EXTERNOS…………………………………………………….29 TABLA 4. SEÑALES A ADQUIRIR…………………………………………………………………………31 TABLA 5. PARÁMETROS PROGRAMADOS EN LA CONSOLA DE CONTROL………….……………33 TABLA 6. TIEMPOS DE OPERACIÓN POR CONSOLA DAVD………………………………………….34 TABLA 7. TIEMPOS DE OPERACIÓN POR CONSOLA DAVI……………………………….…………..35 TABLA 8. TIPO Y CAUSDAS DE LAS FALLAS DETECTADAS………………………..……………….39

III. GRÁFICAS Gráfica 1. Gráfica de repetibilidad del mock loop y consola………………………………………………………..24 Gráfica 2. Determinación de parámetros de la consola y de Pr…………………………………………………….25 Gráfica 3. Calibración estática del sensor magnético………………………………………………………………..25 Gráfica 4. Comportamiento normal de las curvas de presión de los DAVs……………………………………….35 Gráfica 5. Recuperación normal del pulso…………………………………………………………………………….36 Gráfica 6. Alto vacío del pulso…………………………………………………………………………….…………….37 Gráfica 7. Reinicio normal de la consola………………………………………………………………………………37 Gráfica 8. Reinicio tardío de la consola………………………………………..………………………………………38 Gráfica 9. Reinicio fallido………………………………………………………..………………………………………38 Gráfica 10. Suspensión de la consola…………………………………………………………………………………..39 Gráfica 11. Frecuencia de errores. …………..………………………………………………………………………...39

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IV. NOMENCLATURA Q Gasto Cardíaco R Resistencia ΔP Gradiente de presión r Radio del vaso l Longitud del vaso η Viscosidad de la sangre C Complianza V Volumen Pd Presión de diástole Ps Presión de sístole Pe Presión de entrada Ps Presión de salida Ts/Td Tiempo de sístole / Diástole Pr Presión de retorno ACRÓNIMOS DAV ó VAD Dispositivo de Asistencia Ventricular FDA United States Food and Drug Administration SA Seno-Aurícular AV Aurículo-Ventricular CAT Corazón Artificial Total CI3M Centro de Instrumentación, Investigación e Imagenología Médica UAM Universidad Autónoma Metropolitana CPM Ciclos Por Minuto

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1. INTRODUCCIÓN In the 1960’s, when ventricular assist device began to show promise, researchers believed

the problems associated with heart failure would be solved within 20 years.

-O.H. Frazier [1].

1.1. Motivación La organización mundial de la salud reporta un estimado de 17 millones de muertes causadas por padecimientos cardiovasculares al año alrededor del mundo [2] con un costo que va desde los 10 a los 40 mil millones de dólares solamente en los Estados Unidos [3]. Uno de los padecimientos más severos es la falla cardiaca, en la cual el corazón no puede bombear adecuadamente la sangre alrededor del cuerpo. La falla cardiaca consiste de un conjunto de deficiencias fisiológicas que provocan una elevada presión de llenado en el ventrículo izquierdo, bajo gasto, congestión pulmonar y periférica [4]. Actualmente el mejor tratamiento para la falla cardiaca es el transplante de corazón, pero la falta de donadores excede a la demanda que se tiene [5]. En respuesta a esta necesidad, investigadores biomédicos y especialistas de diferentes áreas han desarrollado dispositivos médicos que apoyan al corazón a realizar su vital función mientras los pacientes esperan un transplante. Dentro de la gama de dispositivos de apoyo se encuentran los dispositivos de asistencia ventricular (DAV o VAD por sus siglas en inglés). Se han realizado varios estudios in Vitro e in Vivo para examinar los efectos de los DAVs en los pacientes, estos incluyen los efectos en el sistema circulatorio (corazón, contractibilidad, gasto cardiaco, expresión genética y hemodinámica), compatibilidad (infección/sangrado, trombosis) y longevidad [6-13]. Algunos estudios concluyen que en muchos casos el DAV no solamente proporciona soporte sino también contribuye a la regeneración del músculo cardiaco, la expresión genética del miocito y el metabolismo del calcio asociado a los genes. Además, en algunos casos el corazón nativo se recupera de tal modo que se elimina la necesidad del transplante [14-22]. Cabe señalar que la terapia con el DAV es mucho más económica que un transplante de corazón [23]. Así pues, la terapia de soporte ventricular a largo plazo requiere de un promedio de 108 ± 98 días (1 como mínimo y 258 como máximo) de aplicación [24] y alrededor de 57 días antes de que se recupere la función ventricular [25]. Esta terapia necesita que el DAV empleado funcione adecuadamente durante todo el tiempo. Por lo anterior, se requiere de una alta efectividad, confiabilidad y seguridad a largo plazo. Es por ello que para cada nuevo diseño se realizan pruebas de detección de fallas y confiabilidad como un paso importante para obtener las licencias necesarias antes de llegar a las aplicaciones clínicas y a su uso comercial. La FDA (United States Food and Drug Administration) ha establecido estándares o protocolos poco específicos, que son más bien recomendaciones limitadas para desarrollar procedimientos de evaluación, con los cuales la comunidad científica prueba los sistemas y componentes en desarrollo. Los largos periodos de experimentación y sus costos justifican los estudios de evaluación in Vitro para determinar las fallas y

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confiabilidad del sistema [26]. Usualmente se realizan cuatro procesos de evaluación: pruebas de funcionamiento y confiabilidad in Vitro empleado un mock loop o simulador del sistema circulatorio, estudio agudo y crónico en animales, análisis de errores humanos y pruebas clínicas. 1.2. Organización del trabajo El presente trabajo está organizado en ocho secciones: Introducción, antecedentes, objetivos, metodología, resultados, discusión, conclusiones, recomendaciones y trabajos a futuro. Los antecedentes recopilan información a cerca del sistema circulatorio, los diferentes tipos de DAVs, modelos de simulación (mock loops), detalles de la instrumentación empleada. La sección de metodología contiene, además del método utilizado para el monitoreo de errores, la descripción de la construcción del mock loop empleado, elaboración de sangre artificial, la electrónica implementada y el software desarrollado. Esta sección es seguida por la presentación de los resultados obtenidos y de la sección de discusión de los mismos. A partir de estos últimos se conforman las secciones de conclusiones y recomendaciones. Finalmente, se anuncian los trabajos a futuro con el DAV de INNOVAMEDICA S.A. de C.V. en el marco de evaluación in Vitro e in Vivo. 2. ANTECEDENTES 2.1. Sistema Circulatorio [27,28]

El aparato circulatorio tiene varias funciones, sirve para llevar los alimentos y el oxígeno a las células, y para recoger los desechos metabólicos que se han de eliminar después por medio de los riñones, la orina, y por el aire exhalado en los pulmones, rico en dióxido de carbono (CO2). De toda esta labor se encarga la sangre, que está circulando constantemente. Además, el aparato circulatorio tiene otras destacadas funciones como son la intervención en las defensas del organismo y regula la temperatura corporal entre otras. 2.1.1. La sangre

La sangre es el fluido que circula por todo el organismo a través del sistema circulatorio, formado por el corazón y un sistema de vasos, los vasos sanguíneos. La sangre describe dos circuitos complementarios llamados circulación mayor o general y menor o pulmonar. Circulación mayor y circulación menor. En la circulación pulmonar o circulación menor, la sangre va del corazón a los pulmones, donde se oxigena o se carga con oxígeno y descarga el dióxido de carbono. En la circulación general o mayor, la sangre da la vuelta a todo el cuerpo antes de retornar al corazón.

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La sangre es un tejido líquido, compuesto por agua y sustancias orgánicas e inorgánicas (sales minerales) disueltas, que forman el plasma sanguíneo y tres tipos de elementos formes o células sanguíneas: glóbulos rojos, glóbulos blancos y plaquetas. Una gota de sangre contiene aproximadamente unos 5 millones de glóbulos rojos, de 5.000 a 10.000 glóbulos blancos y alrededor de 250.000 plaquetas.

El plasma sanguíneo es la parte líquida de la sangre. Es salado, de color amarillento y en él flotan los demás componentes de la sangre, también lleva los alimentos y las sustancias de desecho recogidas de las células. El plasma cuando se coagula la sangre, origina el suero sanguíneo.

Los glóbulos rojos, también denominados eritrocitos o hematíes, se encargan de la distribución del oxígeno molecular (O2). Tienen forma de disco bicóncavo y son tan pequeños que en cada milímetro cúbico hay de cuatro a

cinco millones, midiendo unas siete micras de diámetro. No tienen núcleo, por lo que se consideran células muertas. Los hematíes tienen un pigmento rojizo llamado hemoglobina que les sirve para transportar el oxígeno desde los pulmones a las células. Los glóbulos blancos o leucocitos tienen una destacada función en el sistema inmunológico al efectuar trabajos de limpieza y defensa.

Figura 1.Sistema Circulatorio. Se puede observar en azul la Circulación mayor y en rojo

La circulación menor.

Las plaquetas son fragmentos de células muy pequeños, sirven para taponar las heridas y evitar hemorragias.

2.1.2. El corazón

El corazón es un órgano hueco, del tamaño del puño, encerrado en la cavidad torácica en el centro del pecho entre los pulmones y sobre el diafragma, dando nombre a la "entrada" del estomago o cardias. Histológicamente en el corazón se distinguen tres capas de diferentes tejidos que, del interior al exterior, se denominan endocardio, miocardio y pericardio. El endocardio está formado por un tejido epitelial de revestimiento que se continúa con el endotelio del interior de los vasos sanguíneos. El

Figura 2. Esquema de las partes del corazón.

Se puede ver el sentido en el cual la sangre circula En el interior de las cámaras cardiacas y el nombre de

Cada parte que conforma al corazón.

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miocardio es la capa más voluminosa, estando constituido por tejido muscular de un tipo especial llamado tejido muscular cardíaco. El pericardio envuelve al corazón completamente.

El corazón está dividido en dos mitades que no se comunican entre sí: una derecha y otra izquierda. La mitad derecha siempre contiene sangre pobre en oxígeno procedente de las venas cava superior e inferior, mientras que la mitad izquierda del corazón siempre posee sangre rica en oxígeno procedente de las venas pulmonares que será distribuida para oxigenar los tejidos del organismo a partir de las ramificaciones de la arteria aorta. Cada mitad del corazón presenta una cavidad superior, la aurícula, y otra inferior o ventrículo, de paredes musculares muy desarrolladas. Existen dos aurículas: derecha e izquierda y dos ventrículos: derecho e izquierdo. Entre la aurícula y el ventrículo de la misma mitad cardiaca existen unas válvulas llamadas válvulas aurícula-ventriculares (tricúspide y mitral, en la mitad derecha e izquierda respectivamente) que se abren y cierran continuamente, permitiendo o impidiendo el flujo sanguíneo desde el ventrículo a su correspondiente aurícula. Cuando las gruesas paredes musculares de un ventrículo se contraen (sístole ventricular), la válvula aurículo-ventricular correspondiente se cierra, impidiendo el paso de sangre hacia la aurícula, con lo que la sangre fluye con fuerza hacia las arterias. Cuando un ventrículo se relaja, al mismo tiempo la aurícula se contrae, fluyendo la sangre por esta sístole auricular y por la abertura de la válvula aurículo-ventricular.

Como una bomba, el corazón impulsa la sangre por todo el organismo realizando su trabajo en fases sucesivas. Primero se llenan las cámaras superiores o aurículas, luego se contraen, se abren las válvulas y la sangre entra en las cavidades inferiores o ventrículos. Cuando están llenos, los ventrículos se contraen e impulsan la sangre hacia las arterias. El corazón late unas setenta veces por minuto y bombea todos los días unos 10 000 litros de sangre.

El corazón tiene dos movimientos: Uno de contracción llamado sístole y otro de dilatación llamado diástole. Pero la sístole y la diástole no se realizan a la vez en todo el corazón, se distinguen tres tiempos: Sístole Auricular: se contraen las aurículas y la sangre pasa a los ventrículos que estaban vacíos. Sístole Ventricular: los ventrículos se contraen y la sangre que no puede volver a las aurículas por haberse cerrado las válvulas bicúspide y tricúspide, sale por las arterias

pulmonares y aorta. Estas también tienen, al principio, sus válvulas llamadas válvulas sigmoideas, que evitan el reflujo de la sangre.

Figura 3. Llenado de las cámaras Ventriculares. Se puede observar

La función de las válvulas Cardiacas durante el periodo de

Diástole.

Diástole general: Las aurículas y los ventrículos se dilatan, al relajarse la musculatura, la sangre entra de nuevo a las aurículas. Los golpes que se producen en la contracción de los ventrículos originan los latidos, que en el hombre oscilan entre 70 y 80 latidos por minuto.

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Durante los períodos de reposo el corazón tiene aproximadamente 70 pulsaciones por minuto en un individuo adulto del sexo masculino, y en este mismo intervalo bombea aproximadamente cinco litros de sangre. El estímulo que mantiene este ritmo es completamente autorregulado. Incrustada en la aurícula derecha se encuentra una masa de tejido cardíacos especializados que recibe el nombre de nodo sinusal o ganglio seno-auricular (SA). Este nodo SA (donde se origina el destello en la imagen) ha sido a veces denominado “el marcapasos del corazón” por cuanto establece el ritmo básico de las pulsaciones de este órgano. Las fibras del músculo cardíaco, como todas las células, presentan exteriormente una carga eléctrica positiva y una carga eléctrica negativa en el interior. En el "marcapasos" se produce una descarga espontánea setenta veces por cada minuto. Esto, a la vez, produce la descarga en las fibras musculares circundantes de la aurícula; a su turno, esto causa una

tenue onda eléctrica que recorre las aurículas y hace que estas se contraigan. Cuando la corriente llega a los islotes de tejido conjuntivo que separan las aurículas y los ventrículos, es absorbida por el ganglio aurículo-ventricular (AV). Este se comunica con un sistema de fibras ramificadas que llevan la corriente a todas las regiones de los ventrículos, los que entonces se contraen vigorosamente. Esta contracción recibe el nombre de sístole.

Figura 4. Actividad eléctrica del

corazón. El nodo SA tiene la función de establecer el ritmo básico de las

contracciones musculares del corazón.

El corazón desempeña un papel importante en la regulación de la cantidad de sangre que debe ser bombeada en un período de tiempo determinado. La cantidad de sangre impulsada por el corazón aumenta con el ejercicio físico y el suministro de sangre en las redes de capilares presenta cambios de amplitud considerable. Así, el corazón late con más frecuencia cuando nuestras células, sobre todo las musculares, necesitan más aporte de oxígeno y nutrientes. No es sorprendente que un sistema tan importante como el circulatorio tenga un funcionamiento flexible que le permita adecuarse a las necesidades del cuerpo. Tal flexibilidad es el resultado de un sistema de regulación muy bien integrado, gracias al sistema nervioso y al sistema endocrino. El nodo SA o "marcapasos", aunque permite que el corazón pueda latir de forma autónoma, está conectado al sistema nervioso, el cual puede enviarle órdenes para que lata más deprisa o más despacio, con más o menos volumen sanguíneo. También el nivel hormonal influye en el ritmo cardíaco, como ocurre con las hormonas adrenalina y noradrenalina.

2.1.3. Relación entre flujo, presión y resistencia El flujo sanguíneo significa simplemente la cantidad de sangre que pasa por un punto determinado de la circulación en un período de tiempo dado. El flujo a través de un vaso está determinado por dos factores: 1) la diferencia de presión entre los dos extremos del vaso (gradiente de presión), que es la fuerza que empuja la sangre a través del vaso. 2)

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el impedimento al flujo de la sangre a través del vaso (resistencia vascular). Obtenemos entonces la relación:

RPQ Δ

= (1)

Donde Q es el flujo o gasto, ΔP el gradiente de presión y R la resistencia al flujo. Habitualmente el flujo sanguíneo se expresa en mililitros por minuto o litros por minuto, pero puede hacerse en cualquier unidad de flujo. El flujo sanguíneo global en la circulación de una persona adulta es de aproximadamente 5000 ml/minuto y es denominado como gasto cardíaco, porque es la cantidad de sangre que bombea el corazón en cada minuto. Cuando la sangre fluye a una velocidad constante y en una sola dirección a través de un vaso liso y largo se denomina flujo laminar, es el opuesto al flujo turbulento que sucede cuando la sangre fluye hacía cualquier dirección dentro del vaso. La presión sanguínea significa la fuerza ejercida por la sangre contra cualquier unidad de área de la pared del vaso. Mientras que la resistencia sigue el comportamiento dado por la ley de Poiseuille cuando el flujo es laminar. La ley de Poiseuille se expresa:

lQ

ηπ

8Pr4Δ

= (2)

Donde Q es la velocidad del flujo sanguíneo, ΔP es la diferencia de presión entre los extremos del vaso, r es el radio del vaso, l es la longitud del vaso y η la viscosidad de la sangre. Obsérvese que todo en esta ecuación es directamente proporcional a la cuarta potencia del radio del vaso. Por lo que el diámetro del vaso desempeña un papel fundamental en el flujo sanguíneo a través del vaso. 2.1.4. Complianza [29]

La complianza es la acumulación de un fluido dentro de una cavidad distensible con un efecto proporcional a la presión. La complianza tiene como expresión matemática:

dPdVC = (3)

La complianza se refiere a la relación entre el cambio de volumen debido al cambio en presión. Por ejemplo, si el volumen se incrementa y la presión disminuye entonces la

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complianza se incrementa. Por el contrario, si el volumen disminuye y la presión se incrementa entonces la complianza disminuye. La presión en si implica una acumulación de energía, dicha energía está determinada por la altura del recipiente y da lugar a una presión hidrostática. Cabe mencionar que la complianza dependerá del área de la base del recipiente (variación en volumen). 2.2. Dispositivos de Asistencia Circulatoria y Corazones Artificiales Totales 2.2.1. Historia Desde alrededor de 1800, los especialistas pensaron utilizar dispositivos de soporte para ayudar o remplazar la función del corazón humano. Sin embargo, no fue sino hasta alrededor de 1950 cuando los dispositivos mecánicos empezaron a ser empleados como ayuda al funcionamiento del corazón. En 1954, Gibbons publica un artículo en el cual describe la primera cirugía a corazón abierto empleando una máquina de corazón pulmón como soporte. En 1960, el primer dispositivo de asistencia ventricular (DAV) y el primer corazón artificial fueron implementados. Hoy en día, diversos grupos de investigación desarrollan DAVs y corazones artificiales totales (CAT) empleando diferentes tecnologías. Para un mayor detalle sobre la historia de los DAVs y de los CATs puede leer las referencias [30 y 31]. 2.2.2. Aplicación Un DAV es un dispositivo medico de soporte que se utiliza cuando el corazón nativo se encuentra dañado y no puede irrigar adecuadamente al cuerpo con sangre. Un DAV es una bomba que incrementa el flujo sanguíneo hasta alcanzar niveles adecuados de irrigación al cuerpo. Usualmente se instala entre el ventrículo izquierdo y la aorta, o entre el ventrículo derecho y la artería pulmonar dependiendo del tipo de padecimiento al que se le quiera dar soporte [31 y 32]. Algunas de las aplicaciones más comunes son: el puente a transplante, terapia de destino, puente a recuperación y soporte transoperatorio [33]. 2.2.3. Tipos de Dispositivos de Asistencia Ventricular

El concepto de corazón artificial fue inicialmente implementado como una mezcla de resultados tecnológicos a finales de 1960. El corazón artificial desarrollado por Liotta-Cooley quien también después desarrollo del corazón artificial conocido como Jarvik 7 a mediados de 1980, son puntos de referencia en el conocimiento de órganos artificiales.

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Al mismo tiempo el concepto de dispositivo de asistencia ventricular se fue desarrollando, en este caso el corazón no es sustituido ni retirado. De hecho, el dispositivo funciona de manera paralela al corazón. Originalmente todos estos dispositivos eran neumáticos, se utilizaba aire presurizado para impulsar un diafragma que desplazaba la sangre. Eventualmente se fueron desarrollando diversos DAVs durante la década de los ochentas. Varios de ellos sufrieron modificaciones y fueron perfeccionados; algunos de estos dispositivos siguen vigentes hasta la fecha en el uso clínico. Algunos de ellos son el Abiomed BVS, que es extracorpóreo y sirve de soporte para cortos periodos de tiempo, el Thoratec y el BerlinHeart son bombas

paracorpóreas de soporte medio, soporte de puente a transplante y finalmente el Heartmate IP que es implantable y de soporte de larga duración (Figura 5).

Figura 5. Bomba neumática implantable. En este caso se representa a la bomba

neumática del Thoratec, un DAV paracorporeo.

Con la idea de hacer estos dispositivos más portátiles y eventualmente totalmente

implantables apareció una nueva generación de DAVs a mediados de 1990. Se remplazó al dispositivo neumático por una bomba eléctrica. Este tipo de dispositivos incluyen al Heartmate VE, al Novacor y al LionHeart. Estos dispositivos redujeron considerablemente el tamaño y después se logró su implantación. Pero la complejidad de su diseño introdujo muchas complicaciones médicas y técnicas que no han podido ser solventadas.

El paso más grande, sin duda, fue dado con la tercera generación de DAV’s a finales

de 1990. Estos dispositivos, también llamados bombas de flujo axial, contaban con un mecanismo de levitación magnética que hacía rotar un cono con aspas que impulsaba la sangre de forma continua. La gran ventaja de estos nuevos dispositivos es su reducido tamaño y su gasto energético, pero el flujo continuo tiene muchas limitantes médicas relacionadas con el funcionamiento natural del corazón. Es decir, era necesario un dispositivo pulsátil. Los dispositivos de flujo continuo se encuentran todavía en investigación e incluyen el desarrollo del Jarvik 2000, el DeBakey y el Heartmate II. En los últimos años una cuarta generación de DAVs está en desarrollo en todo el mundo (EUA, Alemania, Italia, México, entre otros). La mayoría de los diseños están orientados a una bomba centrifuga implantable con un rotor de levitación magnética. Otros buscan perfeccionar la bomba axial y se encuentran todavía en desarrollo. Actualmente, ya con más de 15 años de experiencia clínica, los dispositivos de asistencia neumática son los más utilizados. A pesar de ello, estos dispositivos requieren de rediseño y perfeccionamiento del sistema. Para ello se esta aprovechando toda la tecnología actual en biomateriales, control electrónico-neumático y de software para diseñar un DAV universal [33]. La tabla 1 muestra algunos de los DAVs pulsátiles que existen hoy en día.

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TABLA 1. TIPOS DE DAVs PULSATILES Tipo de DAV Dispositivo Fabricante País Extracorporeo ABIOMED BVS 5000 ABIOMED Inc. USA Paracorporeo Thoratec VAD Thoratec Corporation USA Medos/HIA-VAD MEDOS Medizintechnik AG Alemania Berlin Heart Berlin Heart AG Alemania Intracorporeos Parcial TCI HeartMate IP/VE Thoratec Corporation USA Implantable Navocor LVAS Wold Heart Corporation Canada Completamente HeartSaver Wold Heart Corporation Canada Implantable LionHeart LVD-2000 Arrow International Inc. USA 2.3. Modelos del Sistema Circulatorio El volumen expulsado por el corazón durante cada ciclo cardíaco esta determinado por cuatro factores: frecuencia cardiaca, contractibilidad del músculo, precarga y poscarga [34]. Mientras que los dos primeros factores dependen del corazón en si mismo, los otros dos dependen del corazón y de los vasos sanguíneos. Dada la complejidad que existe para simular el sistema circulatorio de manera experimental y en simulaciones, es extremadamente difícil construir modelos que simulen adecuadamente las funciones del sistema circulatorio.

Figura 6. Modelos eléctricos del sistema circulatorio. La figura a ilustra un modelo sencillo del sistema circulatorio: consiste de una resistencia y un capacitor. La figura b ilustra un modelo mucho más

complejo en el cual se emplean resistencias, inductores y capacitares.

(a) (b)

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El sistema circulatorio puede ser representado por elementos de complianza y resistivos. Teniendo en consideración el comportamiento de las ecuaciones 1 ý 3. Una de las maneras más fáciles de representar al sistema circulatorio de manera experimental es utilizando modelos de circuitos eléctricos. En estos modelos se emplean tres componentes básicos: resistencias, representan el efecto de la viscosidad en el flujo y la oposición al mismo; capacitares, representan la complianza de las paredes de los vasos sanguíneos; e inductores que representan los efectos inerciales del flujo sanguíneo. La presión y el flujo en el sistema normalmente se representan con voltaje y corriente respectivamente.

Estos modelos son empleados para representar al sistema cardiovascular por completo, incluyendo al corazón y los dispositivos médicos, las válvulas cardíacas se representan con diodos [35]. La Figura 6 ilustra dos de los muchos modelos eléctricos existentes del sistema circulatorio. 2.4. Dispositivo de Asistencia Ventricular de Innovamédica

El DAV desarrollado en el laboratorio de instrumentación del Centro de Investigación en Imagenología e Instrumentación Médica (CI3M) de la UAM-Izpalapa en colaboración con la empresa Innovamedica S.A. de C.V. desarrolla un dispositivo de asistencia ventricular DAV que se describe a continuación.

Neumático: Ya que utiliza un pistón para modificar las presiones en un saco donde

se encuentra la sangre, generando presiones positivas para la sístole y negativas para la diástole, el sistema es conectado a una toma de oxígeno o aire presurizado que se encuentra comúnmente en los cuartos de terapia intensiva y quirófanos del hospital, un sistema de válvulas es controlado por una computadora para permitir los cambios de presión necesarios en el ciclo de funcionamiento, los datos son registrados por sensores de presión y de posición del émbolo dentro del pistón para calcular el flujo sanguíneo.

Sacular: La sangre es transportada del paciente a un saco flexible a través de

cánulas con tubería de silicón recubierta con un material anticoagulante y biocompatible. Dos válvulas de silicón no permiten el flujo retrogrado a la entrada y a la salida del saco.

Extracorpóreo: La cápsula y el saco se colocan fuera del paciente, así como la

consola de control, esto ayuda a corregir problemas y facilitar el manejo del sistema. Flujo pulsátil: La expulsión de la sangre asemeja los pulsos cardiacos, en cada ciclo

se expulsa un volumen predeterminado de sangre y se calcula el volumen expulsado por minuto y por latido.

Universal: Una de las principales ventajas de este sistema es la versatilidad puede

conectarse para dar asistencia al ventrículo izquierdo, derecho o a ambos además puede funcionar como puente para transplante, soporte en poscardiotomía y terapia de destino. Es por ello denominado de soporte universal.

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El sistema consiste en 3 partes fundamentales:

1.- Ensamble de desechables. 2.- Consola de control. 3.- Unidad móvil.

2.4.1. Ensamble de desechables El ensamble de los consiste en unir adecuadamente cada una de las partes de los

desechables. Los desechables son: un saco y dos válvulas de silicón; una de entrada de flujo y otra de salida de flujo dentro de una cápsula. El diseño de este saco permite la sencilla conexión, purgado y eliminación de burbujas.

Las partes que lo conforman se enumeran a continuación y se ilustran en la (Figura

7).

1. Saco de sangre. 2. Válvula de salida. 3. Válvula de entrada. 4. Cápsula.

1 2

4 3

Figura 7. Saco y cápsula del VAD.

Las válvulas simulan la acción de las válvulas naturales del corazón. Tanto el saco

como las válvulas deben ser recubiertos con un lubricante, anticoagulante y anti-bacterial. Los conectores son de un material rígido para asegurar la correcta conexión entre cánulas y válvulas.

20

Para instalar el sistema, primero se colocan las cánulas en la aurícula, ventrículo o arteria de salida de flujo. Posteriormente se purga, se extraen burbujas y se conecta al saco. Una vez que las conexiones están hechas se cierra la cápsula para cubrir el saco de sangre. El dispositivo puede ser colocado fuera del abdomen de paciente, entonces la consola de control puede ser activada para comenzar a funcionar.

2.4.2. Consola de control

Figura 8. Consola de Control del VAD. Contiene la parte neumática, electrónica y de

control por software.

La consola de control, Figura 8, consiste en un sistema neumático y un sistema

eléctrico. El sistema neumático es el impulsor de la sangre, funciona a través de un pistón el cual se comprime por la entrada de presión de una toma de gas y se descomprime por medio de un resorte, a su vez, con la compresión del resorte, también se comprime el saco lleno de sangre y esta es expulsada. Tres válvulas son abiertas y cerradas para controlar las presiones del ciclo.

El sistema es conectado a una de las tomas de oxigeno u otro gas disponible en los

cuartos de hospital. Las tomas generalmente son de 50 psi y la presión es suficiente para soportar la máxima sístole de 5 psi. Un sensor de presión es colocado en la entrada de aire para alertar al usuario cuando la presión de entrada no es suficiente para el correcto funcionamiento del sistema.

El sistema eléctrico es el sistema de control del VAD, consta de una computadora

PC104 que lleva a cabo el algoritmo de funcionamiento, adquiere los datos de los sensores de presión y de posición, calcula volúmenes y presiones y los muestra en una pantalla. El ciclo de trabajo se describe en la Figura 9.

21

1.- Al inicio del ciclo la computadora abre la válvula 1 para permitir el paso del flujo de gas, comprimir el pistón, aumentar la presión en la salida y contraer el saco de sangre (sístole activa).

2.- Una vez alcanzada la presión necesaria

medida con el sensor en la línea de salida, se cierra la válvula 1 y se espera un tiempo de acuerdo a la frecuencia programada hasta cumplir el tiempo de sístole o bien cuando se expulsa el flujo deseado (sístole pasiva).

3.- El tercer paso es regular el vacío de la

diástole que se logra abriendo la válvula 3.

4.- La diástole comienza dejando escapar el aire por la válvula 2, el resorte se descomprime provocando un vacío en la línea de salida, llenado del saco de sangre por la disminución de su presión 5.- Finalmente la regulación del vacío en la diástole se controla con la válvula 3 (V3); si el vacío es mayor al deseado, la computadora abre la válvula 3 con el fin de introducir aire y evitar que el vacío exceda los valores predeterminados. Adicionalmente se coloca una válvula de seguridad SV en la salida del sistema que abrirá totalmente si la presión de sístole supera 5 psi. [33]

Paso No 2

Paso No 1

Paso No 3

Paso No 4

Figura 9. Algoritmo de la consola de contro

Paso No 5

lpaso a paso [36].Se han considerado losespacios muertos. PS1: sensor de presión de entrada PS2: Sensor de presión de salida VI: válvula de entrada

22

2.4.3. Unidad móvil

Finalmente, otra parte del sistema es la

unidad móvil en la que se puede transportar por el hospital, ya sea que el paciente se mueva junto con el o simplemente se use para llevarlo a los cuartos donde se requiera. En este carro se pueden llevar hasta tres consolas, en caso de que se use una para soporte ventricular derecho, otra para el soporte ventricular izquierdo y una de reserva. Lleva también un espacio para tanques de gas por lo que no hay necesidad de estar conectado a una toma de gas. Otro espacio para llevar las baterías recargables y otro para múltiples cosas que se puedan necesitar. La unidad móvil se ilustra en la Figura 10.

Figura 10. Unidad móvil del VAD [36].

En el funcionamiento del sistema son fundamentales los sensores de presión PS1 y

PS2 ya que estos envían la información a la computadora sobre el estado de la presión en puntos fundamentales del sistema.

El volumen expulsado en el saco no se mide directamente sino que siguiendo la

simpleza del sistema, se puede calcular, midiendo el espacio muerto en la línea de flujo haciendo uso de la ley de Boyle. Por lo que solo es necesario medir la posición del pistón para calcular el cambio en el volumen de aire expulsado y el volumen expulsado de sangre. 2.5. Mock loop

El mock loop es un conjunto de elementos que permiten simular las condiciones fisiológicas del sistema circulatorio. Este tipo de simuladores han sido empleados para realizar diversas pruebas in Vitro en equipos de asistencia circulatoria por más de 30 años. En dichos equipos es necesario realizar evaluaciones que permitan conocer cómo se está comportando el flujo, además de poder simular las presiones arteriales y venosas. Cabe añadir que el mock loop debe de cumplir con ciertas condiciones de reproducibilidad y de preferencia fácil construcción. Es preferible un mock loop fijo y

rígido, ya que con ello se asegura que sea reproducible [37,38]. La figura 11 muestra un esquema a bloques del sistema cardiovascular que es el sistema que se pretenden simular en el mock loop.

Figura 11. Sistema cardiovascular.

23

El mock loop desarrollado logra simular las resistencias fisiológicas que se muestran en la Tabla 2 [36].

TABLA 2. RESISTENCIAS SIMULADAS POR EL MOCK LOOP.

Circulación P(mmHg) Q (L/min) R (dinas*s*cm-5)

120 5 1920

90 5 1440

Valores Sistémicos

60 5 960

40 5 640 Valores Pulmonares

25 5 400

20 5 320

2.6. Instrumentación

Son tres los factores a considerar del equipo y la instrumentación empleada. En el

primer factor a considerar la reproducibilidad de los valores del binomio consola-mock loop. Ya en pruebas anteriores in Vitro se había logrado identificar un rango de valores para los cuales se podía considerar que el equipo funciona correctamente. De dicho procedimiento se ha obtenido la Gráfica 1 de repetibilidad del mock loop y la consola.

Re p e tib ilid a d S e p -O c t 0 5

3

3.5

4

4.5

50 60 70 80 90 100 110 120 130 140 150

F recu en c ia [cp m ]

Gas

to [l

/min

]

s ep-oc t

Gráfica 1. Gráfica de repetibilidad del mock loop y consola. Para obtener la curva se fijan los siguientes parámetros: Ps=250 mmHg, Pd=-60mmHg, Pr=10 mmHg y la condición es normal izquierda. La información relevante que se obtiene de está gráfica es el rango de tolerancia de los valores de flujo el cual es de 350 m l.

24

La Gráfica a es un antecedente importante para la determinación de parámetros, ya que podemos determinar en que momento el equipo deja de producir el valor de gasto esperado y su rango de tolerancia o variabilidad a una frecuencia dada. El segundo factor a considerar como antecedente es la Gráfica 2 obtenida al término de las pruebas de caracterización del mock loop y la consola. Dicha gráfica nos permitirá seleccionar los parámetros más adecuados para la configuración de la consola y el mock loop.

Gráfica 2. Determinación de parámetros de la consola y de Presión de retorno. Los parámetros a utilizar en las consolas durante las pruebas de largo plazo se determinan a partir de la información proporcionada por las presentes curvas. Los parámetros a considerar son: Ps, Pd, Ts/Td, frecuencia y Pr para el retorno venoso. El tercer factor a considerar es la relación frecuencia vs gasto del sensor de flujo magnético empleado. Por lo anterior, es necesario conocer la recta de calibración del sensor de flujo. La ecuación de interés, al igual que su curva, está dada en la Gráfica 3. Se empleó al sensor de flujo ultrasónico Transonic como patrón de flujo.

G a s to e n F r e c u e n c ia S e n s o r

y = 0 .1 9 1 2 x + 1 .8 4 8 9

0

1

2

3

4

5

6

7

8

0 3 6 9 1 2 1 5 1 8 2 1 2 4 2 7 3 0

F r e c u e n c ia S e n s o r

Gas

to

Gráfica 3. Calibración estática del sensor magnético. De esta gráfica se obtiene la recta de calibración del sensor magnético para obtener su equivalente en gasto [l/min].

25

3. OBJETIVO

Realizar la prueba in Vitro de un DAVD y un DAVI de Innovamédica a 2, 000,000 de ciclos de funcionamiento, con el fin de observar la degradación de las válvulas y detectar las fallas de funcionamiento de la consola de control.

4. METODOLOGÍA

4.1. Construcción de mock loops 4.1.1. Antecedentes Como ya se había mencionado en el punto 2.5. un mock loop simula las condiciones fisiológicas del sistema circulatorio. Dicho sistema debe ser rígido y reproducible [37,38]. Desde hace más de 40 años se ha intentado construir un mock loop adecuado que reproduzca de forma idónea al sistema circulatorio, además de que los valores de complianza que se encuentran registrados varían dentro de la literatura existente. Los primeros estudios se enfocaron en un análisis matemático basado en la mecánica de fluidos para encontrar las relaciones que deben de cumplir las diferentes partes de un mock loop para que simule adecuadamente al sistema circulatorio [39]. El modelo que se obtuvo fue modificado por otros investigadores con el fin de mejorar los resultados de la simulación [40-43]. Con anterioridad ya se había trabajado en la construcción del primer mock loop para pruebas in Vitro de Innovamédica, en el estudio de caracterización del mismo y en diversas pruebas del DAV in Vitro [36]. Las dos primeras forman parte de la tesis de maestría de un alumno de la UAM-Iztapalapa (I. E. Ángel Hernández), la tercera fue coordinada por el mismo I. E. Ángel Hernández y posteriormente por el I. M. Francisco Tovar quien es el actual responsable de las pruebas in Vitro del DAV de Innovamédica. 4.1.2. Construcción

Tal y como muestra el modelo simplificado de la Figura 11, hemos adaptado dicho

modelo a una serie de elementos físicos que se colocan como muestra la Figura 12. En dicha imagen podemos apreciar los diferentes elementos que conforman a un mock loop biventricular. Este diseño puede simular tanto a la circulación sistémica, así como a la pulmonar y ambas al mismo tiempo.

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Figura 12. Diseño físico del mock loop. Este diseño esta basado en el modelo fisiológico típico en serie. Obsérvese el orden de los elementos que lo conforman. Al ser un circuito serie los elementos de resistencia y el sensor de flujo pueden colocarse indistintamente, pero hay que considerar no mover las complianzas ya que impactan directamente el comportamiento del sistema. CI es la complianza izquierda, VI es la válvula izquierda, PrI es el retorno venoso izquierdo y FI es el sensor de flujo izquierdo. CD es la complianza derecha, VD es la válvula derecha, PrD es el retorno venoso derecho y FD es el sensor de flujo derecho. MC es el módulo de cambios que puede comunicar ambos mock loop para el modo biventricular.

Basados en el modelo de la Figura 11 se construyen dos mock loop que puedan simular ambas circulaciones. Esto permite tener dos ventrículos conectados al mismo tiempo simulando diferentes condiciones o las mismas. Además, se le añade un modulo de cambios para poderlos operar de manera individual y biventricular. Esto último con el objetivo de poder realizar posteriormente el acople entre ambos ventrículos in Vitro y simular la condición de soporte biventricular. En el anexo 1 se pueden encontrar varias fotografías de lo mock loops construidos [36]. 4.2. Caracterización de resistencias de los mock loops 4.2.1. Sangre artificial

La sangre artificial que se emplea en las pruebas in Vitro está conformada por 65% de una solución salina al 9% y 35 de glicerina químicamente pura [44]. Esta solución simula las características de la sangre humana a 37 °C en densidad y viscosidad.

27

Primero se determina la cantidad de sangre artificial que se desea realizar. Supongamos que se quiere realizar 15 litros de sangre artificial. Esto quiere decir que se requieren 5.25 litros de glicerina y 9.75 litros de solución salina al 9%. Para realizar la solución salina al 9% es necesario que por cada litro de agua destilada se añadan 9 gramos de cloruro de sodio químicamente puro. Esto implica que para 9.75 litros se requiere de 87.75 gramos de cloruro de sodio. Una vez que se han pesado los 87.75 gramos de cloruro de sodio, en el contenedor se vierten los 9.75 litros de agua destilada y se mezclan agitando. Una vez disuelto el cloruro de sodio en el agua destilada se añaden los 5.25 litros de glicerina en el contenedor. Se continúa mezclando hasta que se disuelve por completo la glicerina.

Finalmente se recolecta una muestra de 250 ml de sangre artificial en un vaso de

precipitado y se pesa. Una vez pesada la solución se calcula la densidad de la sangre artificial realizada que debe de estar entre 1.05 y 1.07 kg/l. Una vez terminado este proceso se agregan 1ml de fungicida por litro de sangre artificial. 4.2.2. Mock loop A y B

La caracterización de las resistencias

del mock loop individual y biventricular es de vital importancia ya que representan a las condiciones fisiológicas presentes en el cuerpo humano de un individuo. Para realizar esta caracterización se considera un sistema ideal estático, sin fricción y flujo laminar. El procedimiento se realiza a flujo continuo con apoyo de una bomba centrífuga.

Primero se coloca la bomba centrifuga del mismo modo que se describe en el punto 5.1 (el procedimiento en general es el mismo). Una vez colocada la bomba se purga el mock loop de burbujas y se colocan los transductores de presión en la entrada al DAV y otro en la salida del mismo. Se identifican los canales y se marcan. Se purgan las líneas de los

transductores de presión y se calibra el monitor de signos vitales tomando como referencia la presión atmosférica. Una vez purgados el mock loop y los transductores de presión se coloca el transductor de flujo en el contenedor y se verifica su nivel de señal. El nivel de señal se puede considerar adecuado en AL y bueno en AG.

Figura 13. Bomba centrifuga. La caracterización de los valores de resistencia es estática. La bomba centrifuga proporciona un flujo constante y laminar.

Una vez que los transductores han sido calibrados y purgado todo el sistema. Se

realiza el siguiente procedimiento. Se ajusta la bomba hasta que de 5 l/min de forma constante, se va incrementando la resistencia con ayuda de la llave de paso y al mismo tiempo se ajusta la bomba para no perder los 5 l/m constantes. Cabe mencionar que existe una curva de corrección para el flujo que muestra en carátula el transonic. Cuando la

28

carátula indica 6.9 l/min, en realidad son 5 l/min. La tabla 2 muestra los valores de resistencia a encontrar.

Una vez alcanzado el valor de resistencia de la tabla se marca la posición en la

llave y se continúa aumentando la resistencia con un flujo constante hasta llegar al siguiente valor fisiológico buscado. El procedimiento se termina hasta cerrar por completo la llave. Este procedimiento se realiza para ambos mock loops. 4.3. Identificación de parámetros de interés Podemos clasificar a los parámetros disponibles como internos y externos. Es decir, los parámetros internos o pertenecientes al conjunto del sistema (consola y desechables) y los que se monitorizan de manera externa con ayuda de sensores. Se obtiene pues la tabla 3 como un resumen de los parámetros a considerar dentro del monitoreo.

TABLA 3. PARAMETROS INTERNOS Y EXTERNOS Internos Externos

Pd Pe Ps Ps Q

Pd y Ps nos proporcionan información sobre el comportamiento del pistón en el interior de la consola. Mientras que Pe, Ps y Q nos proporcionan información sobre el desechable (válvulas) y del mock loop. Estos últimos serán adquiridos de manera continua. Otro de los parámetros a considerar es la reproducibilidad de las pruebas. Ya con anterioridad se había considerado este parámetro durante las pruebas in Vitro. En este caso, la repetibilidad juega un papel muy importante ya que se va a censar que el parámetro del gasto se mantenga dentro de un rango de valores bien definido. La gráfica 1 fue obtenida durante la realización de las pruebas in Vitro de septiembre y octubre del 2005 dentro del laboratorio del CI3M.

La información relevante que se obtiene de está gráfica es el rango de tolerancia y

de error que existe entre experimento y experimento. Es decir, que podemos definir un rango operativo seguro en el cual la consola va operar manteniendo un gasto promedio constante. Se considera un rango de error de ±350 ml de gasto del gasto esperado. Por lo que este último parámetro es importante a retener.

El parámetro más importante a considerar y del cuál dependerá todo el procedimiento de adquisición es el gasto Q que proporcione el DAV. En este caso, dado el tipo de pruebas a realizar y los recursos con los que se cuentan se ha decidido remplazar al sensor de flujo ultrasónico Transonic ® por un sensor de flujo magnético de flujo Gems ®. Cabe señalar que el principio de funcionamiento del sensor magnético es precario en comparación con el sensor ultrasónico. Es decir que su respuesta dinámica es de menor calidad y va a sobre estimar el flujo con respecto al transonic. La señal de este sensor es en frecuencia su la ecuación de calibración se obtiene de la gráfica 3 para su funcionamiento estático. Dicha

29

ecuación será utilizada durante el proceso de adquisición para desplegar el estimado del gasto dinámico. Además, su valor en frecuencia permitirá decidir si se respalda la adquisición realizada o se rechaza. Este parámetro es el más importante de todos. 4.4. Desarrollo de circuitos Los transductores de presión utilizados requieren de un acondicionamiento para ser adquiridos por la tarjeta de adquisición. Para ello, se realizo el diseño de un circuito de acondicionamiento. Dicho circuito consta de cinco módulos: 1. Señal de excitación, 2. Demodulación en amplitud de la señal, 3. Amplificación de la señal, 4. Filtrado y 5. Acondicionamiento de nivel de voltaje. La Figura 14 muestra el circuito diseñado en PCB.

Figura 14. Circuito de acondicionamiento del transductor de presión. Acondiciona la señal del transductor de presión de Edwards Lifesciences para ser adquirida por una tarjeta de adquisición en un rango de voltaje de ±5V.

Todos los pares transductor-circuito requieren de una calibración estática en presión. Esta calibración se realiza con el Nihon Kodhen ® y un sensor de Edward Lifesciences ®. Dicha calibración se realizaran al inicio y al final de cada prueba con la finalidad de poder tener un menor error en las mediciones. Todas y cada una de las calibraciones se resguardarán en la bitácora de avances de las pruebas. Es importante identificar los pares ya que la calibración varía de par a par e introduce un error en la medición a adquirir. Los niveles de voltaje han sido previamente acondicionados para su adquisición mediante la tarjeta de adquisición utilizada.

30

4.5. Programación Para realizar el programa de adquisición se ha decidido utilizar LabView 5 ® y una tarjeta Measurement Advantage ® ISA de adquisición instalada en una PC. Para que la tarjeta de adquisición funcione adecuadamente se ha instalado el software Instacal ® que controla la comunicación con la tarjeta. Así mismo se identifica el tipo de señales que se están recibiendo en la tarjeta. Se reciben seis señales entrantes a la tarjeta de adquisición. Dichas señales se identifican a continuación:

TABLA 4. SEÑALES A ADQUIRIR.

Nombre de la señal Tipo PeI Voltaje DC PsI Voltaje DC QI TTL PeD Voltaje DC PsD Voltaje DC QD TTL Las señales de presión (PeI, PeD, PsI, PsD) provienen de los circuitos de acondicionamiento, mientras que las señales de gasto (QD y QI) provienen de los transductores magnéticos Gems de flujo. A este programa de adquisición se le ha integrado una lógica de adquisición y de cálculos. La primera permite decidir en que casos se va a generar un archivo de respaldo de datos y la segunda realiza los cálculos necesarios para conocer el gasto. La figura 16 muestra el programa alambrado generado.

Figura 15. Interfaz gráfica del programa. La interfaz gráfica permite al usuario seleccionar la tarjeta a utilizar, el rango de voltaje de la misma, la frecuencia de muestreo, el tiempo de espera, el tiempo de adquisición, la asignación de canales y del mock loop a monitorizar. Así mismo, permite visualizar el gasto estimado por el transductor de flujo en l/min, la curva de presión de salida y si se ha generado un archivo de datos.

31

Figura 16. Programa alambrado. Contiene la lógica de adquisición para los modos individuales y biventricular. Así mismo, contiene los cálculos necesarios para obtener el gasto.

4.6. Proceso de adquisición

El proceso de adquisición se estructuró en dos partes, la primera consiste en programar los parámetros seleccionados para la prueba en la consola de control y en el mock loop, la segunda consiste en programar los parámetros de adquisición en el software diseñado. A continuación se describe el proceso seguido en la primera parte: En primera instancia se colocó un DAV con saco chico trivalva nuevo en uno de los mock loop. La condición del mock loop se ajusta de acuerdo al DAV, si se trata de un izquierdo se configura la condición normal izquierda y si se trata de un derecho se configura la condición normal derecha. Se llena el mock loop con sangre artificial hasta 10 mmHg de presión de retorno. Se presuriza la complianza arterial y se purga el sistema para eliminar burbujas del circuito. Una vez que se tiene listo el mock loop y la cápsula a emplear se programan los parámetros en la consola. La programación de la consola se realizó con los parámetros de la Tabla 5 donde Ts/Td es el tiempo de sístole y diástole, Ps es la presión de sístole, Pd es la presión de diástole, f es la frecuencia de latidos o ciclos por minuto y AUTOS3 es el algoritmo empleado.

32

TABLA 5. Parámetros programados en la consola de control. Parámetro Valor Ts/Td 0.35 Ps 285 mmHg Pd -90 mmHg f 120 cpm Algoritmo AUTOS3 A continuación se describe el proceso de la segunda parte: En primera instancia se lanzó la plataforma diseñada en LabView 5. Una vez abierta se asignaron los canales de adquisición, el tiempo de espera y adquisición, la frecuencia de muestreo, la tarjeta a utilizar, su rango operativo y el mock loop a adquirir. Se asignó el rango de frecuencias de gasto de tolerancia (±525 ml aproximadamente, 1.5 veces el margen de error). El gasto típico para el DAVD con estos parámetros es de 5.8 l/min y para el DAVI 5.1 l/min. Se corrió de manera continua el programa hasta que se presenta un evento de error. Si el evento de error no se presenta, se supervisa el funcionamiento del DAV cada dos horas durante el día y en la noche se deja sólo bajo la supervisión del programa. El procedimiento de supervisión consiste en llenar un formato de parámetros predefinidos. Dicho formato se encuentra dentro de los anexos. Se supervisan las banderas de archivo del programa, que se activan cuando algo provoca que el DAV se salga del rango de gasto indicado. Además se supervisan los valores de gasto (Q), Ps, Pd, una revisión general del ventrículo, consola, mock loop y circuitos. Mientras no se generen archivos de error se dejara seguir trabajando al sistema hasta llegar a los 2, 000,000 de ciclos. En caso de que se generen archivos de error se respaldan los archivos y se reestablecen las banderas del programa, se repara la falla y se establecen los parámetros iniciales para reiniciar la prueba. Los archivos generados se procesan para determinar cuál fue la causa que genero el error con ayuda de la bitácora de día. El formato de bitácora de día también se encuentra en los anexos. Cada error generado se registra en el reporte de fallas (los formatos de bitácora y de fallas se encuentran en el Anexo 2).

5. RESULTADOS Los resultados se clasifican en tres partes: a) Tiempo de utilización por equipo, b) Clasificación de fallas por gráficas y c) Tipo de fallas del equipo. En todos los casos se ha considerado el total de tiempo para completar el DAVD y el DAVI, es decir 556 horas de funcionamiento. Se utilizaron dos consolas para atender ambas cápsulas en condiciones de resistencia normal derecha y normal izquierda. Por cuestiones de infraestructura no se empleó el modo biventricular, por tanto todo el tiempo se empleó una consola a la vez.

33

a) Tiempo de utilización por equipo. Dispositivo de Asistencia Ventricular Derecho (DAVD) Se emplearon dos consolas durante la evaluación de este DAVD. Cada consola se identifico de la siguiente manera:

• Consola 1 (C1) • Consola 2 (C2)

Se realizo un total de 280 horas de funcionamiento del DAVD, es decir se realizan 2, 016, 000 ciclos en las válvulas. Se calcula el porcentaje de horas de funcionamiento realizado por consola:

• Consola 1: 47.2 % (132.28 horas) • Consola 2: 64.6 % (181.14 horas)

Se realiza una tabla comparativa de los tiempos de operación por consola. TABLA 6. TIEMPOS DE OPERACIÓN POR CONSOLA DAVD. Consola 1 Horas Consola 2 Horas Mínimo 6.3 Mínimo 2.13 Máximo 33.52 Máximo 33.52 Promedio 18.91 ± 4.28 Promedio 12.07 ± 2.58 Se observo que para C1 existieron 4 casos por debajo del promedio y 2 casos por arriba del mismo. Para C2 existieron 9 casos por debajo del promedio y 6 por arriba del mismo. Ambas consolas fueron reparadas en cuatro ocasiones. Dispositivo de Asistencia Ventricular Izquierdo De igual manera se emplearon dos consolas.

• Consola 1 (C1) • Consola 2 (C2)

Se realizo un total de 278 horas de funcionamiento del DAVI, es decir se realizan 2, 001, 600 ciclos en las válvulas.

34

Se calcula el porcentaje de horas de funcionamiento realizado por consola:

• Consola 1: 2 % (5.56 horas) • Consola 2: 98 % (272 horas)

TABLA 7. TIEMPOS DE OPERACIÓN POR CONSOLA DAVI. Consola 1 Horas Consola 2 Horas Mínimo - Mínimo 1.5 Máximo 5.56 Máximo 57.52 Promedio 5.56 Promedio 20.94 ± 5.03 Se observo que para C1 existió 1 caso por debajo del promedio y 1 caso por arriba del mismo. Para C2 existieron 8 casos por debajo del promedio y 6 por arriba del mismo. Ambas consolas fueron reparadas en una ocasión. b) Clasificación de fallas por gráficas La clasificación de gráficas se realiza comparando las diferentes curvas de presión obtenidas durante la evaluación con respecto a una curva normal de presión. Cabe señalar que el adjetivo normal se lo estamos atribuyendo a una curva típica de presión que refleja el funcionamiento del DAV sin ocasionar ningún error. La gráfica 4 muestra un ejemplo de curva de presión normal para la entrada y la salida del DAV.

Comportamiento normal

-250

-150

-50

50

150

250

10 11 12 13 14 15

Tiempo de adquisición (s)

Pres

ión

(mm

Hg)

Presión de entradaPresión de salida

Gráfica 4. Comportamiento normal de las curvas de presión de los DAVs. En esta gráfica se puede observar con claridad que las magnitudes de crestas son constantes tanto para las presiones positivas como las negativas. Las alteraciones en estas magnitudes son nuestras las referencias de clasificación.

35

1. Retardos de pulsos.

a. Recuperación normal Para definir una recuperación normal se considero que las magnitudes de las crestas, después de presentarse una pausa, sean iguales en magnitud a las magnitudes previas a la misma. La gráfica 5 es un ejemplo de los casas de recuperación normal.

Recuperación normal

-150

-50

50

150

250

8 9 10 11 12

Tiempo de adquisición (s)

Pre

sión

(mm

Hg)

Presión de entradaPresión de salida

Gráfica 5. Recuperación normal del pulso. En esta gráfica se puede observar como se recupera el pulso que manda la consola a la capsula. Obsérvese que el primer pulso del reinicio es idéntico a los pulsos previos a la pausa. La pausa era generada por el control del software o bien por fricción en la superficie de la camisa del pistón.

b. Recuperación de alto vacío. En este caso se consideró como una recuperación de alto vacío a las gráficas que presentaban altas presiones después de presentarse una pausa. La presencia de presión negativa se relaciona directamente con el vacío generado en el interior de la cápsula. La gráfica 6 es un ejemplo de este tipo de recuperaciones.

2. Reinicio de consola.

Se ha considerado como reinicio de consola el caso en el cual se apaga la consola y se reinicia el software de la consola de los DAVs. El tiempo de reinicio de la consola usualmente es de 5 segundos.

a. Normal.

Se ha considerado un reinicio normal de la consola cuando las magnitudes de las crestas de presión son iguales o muy semejantes a las magnitudes previas al reinicio de la consola. La gráfica 7 ilustra uno de estos casos.

36

Alto Vacio

-250

-150

-50

50

150

250

54 55 56 57 58 59

Tiempo de adquisición (s)

Pres

ión

(mm

Hg)

Presión de entradaPresión de salida

Gráfica 6. Alto vacío del pulso. Se puede observar como los primeros pulsos de la presión de salida del VAD son mucho más grandes en amplitud que los pulsos normales. Nótese que los picos negativos más grandes corresponden a los pulsos de vacío que aplica la consola a la capsula. El retardo puede llegar hasta los 2 segundos de duración.

Reinicio Normal

-250

-150

-50

50

150

250

9 11 13 15 17

Tiempo de adquisición (s)

Pres

ión

(mm

Hg)

Presión de entradaPresión de salida

Gráfica 7. Reinicio normal de la consola. En esta gráfica se puede observar el tiempo mínimo que requiere la consola para reiniciarse de forma normal. Es decir, sin presentar ninguna dificultad al reiniciar. Nótese que le toma al menos 3.25 segundos el reiniciar adecuadamente.

b. Tardío Se ha considerado un reinicio tardío cuando el tiempo de reinicio de la consola sobrepasa los 5 segundos. Este tiempo puede variar desde algunos segundos hasta algunos minutos. En su defecto no se presenta reinicio. La gráfica 8 ilustra este caso.

37

c. Fallido Se ha considerado un reinicio fallido cuando la consola no logra reiniciar. En el caso de la gráfica 9 que ilustra este caso se puede observar como logra recuperarse momentáneamente y después se que da suspendido el equipo.

d. Suspendido Es ese un caso muy concreto ya que la consola se suspende o apaga y nunca logra recuperarse. La gráfica 10 es un ejemplo de este caso.

Reinicio tardio

-250

-150

-50

50

150

250

0 10 20 30

Tiempo de adquisición (s)

Pres

ión

(mm

Hg)

Presión de entradaPresión de salida

Gráfica 8. Reinicio tardío de la consola. Una consola al reiniciarse pude llegar a tener complicaciones, ya sea por presencia de presión de línea o por control de software. Si logra reiniciar adecuadamente le puede tomar varios segundos, es decir varios intentos de reinicio. Esta gráfica muestra como le tomó a la consola poco más de 25 segundo el lograr reiniciar adecuadamente sin enviar algún pulso.

Reinicio Fallido

-250

-150

-50

50

150

250

350

450

48 50 52 54 56 58 60

Tiempo de adquisición

Pres

ión

(mm

Hg)

Presión de entradaPresión de salida

Gráfica 9. Reinicio fallido. En otras ocasiones la consola logra reiniciar pero no logra retomar las pulsaciones a la capsula y se apaga o se suspende. En el mejor de los casos la consola se reinicia de nuevo para intentar restablecer las pulsaciones a la capsula.

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Suspendido

-250

-150

-50

50

150

250

42 47 52 57

Tiempo de adquisición (s)

Pre

sión

(mm

Hg)

Presión de entradaPresión de salida

Gráfica 10. Suspensión de la consola. La consola se puede llegar a suspender por varios factores, algunos de ellos son: selección del modo manual, pérdida de energía eléctrica, pérdida de la presión de línea o desconexión de la línea a la capsula.

c) Tipo de fallas del equipo TABLA 8. TIPO Y CAUSDAS DE LAS FALLAS DETECTADAS. Tipo Causa Eléctrico Pérdida de Alimentación Neumático Pistón (Choque Resorte-Base del resorte que

produce rebaba, calentamiento), pérdida de presión de pared

Software Pausas de control, dificultad de reinicio de la PC Electrónico VGA, Tarjetas PC-104. Desechables Capsula con fuga (1) El saco y las válvulas no presentaron fisuras en ninguno de los casos (DAVD y DAVI). En la gráfica 10 se pueden apreciar el número de errores que acontecieron en diferentes rangos de horas operación de ambas consolas.

Frecuencia de Errores

0123456789

0 a5

5 a10

10a

15

15a

20

20a

25

25a

30

30a

35

35a

40

40a

45

45a

50

50a

55

55a

60

60a

65

Horas de operación

Número de

Error

es Frecuencia deErrores

Gráfica 11. Frecuencia de errores. En esta gráfica se puede observar el número de errores que tuvieron lugar en los rangos de operación indicados.

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A continuación se muestran una serie de fotos que ilustran la acumulación de rebabas o residuos en la camisa del pistón (Figura 17), el desgaste de la base del resorte (Figura 18) y la suciedad característica del lubricante en el embolo del pistón (Figura 19).

Figura 17. Residuos en la camisa del pistón. Los residuos son producto del golpeteo del resorte con la base del pistón. Esta acumulación de residuos provoca un incremento de fricción entre el embolo y la camisa del pistón.

Figura 18. Desgaste de la base del pistón. El desgaste de la base del pistón produce un cúmulo de rebabas o residuos en la base del resorte. Nótese que el desgaste no es homogéneo y afecto principalmente a una región de la base.

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Figura 19. Suciedad típica del embolo del pistón. El embolo se ensucia por acumulación de polvo y el desgaste del lubricante empleado. Esta suciedad aumenta, en una pequeña proporción, la fricción entre el embolo y la camisa del pistón.

Figura 20. Fuga en la capsula. El monitor de fugas construido permitió detectar la existencia de fugas en la capsula durante toda la etapa de pruebas.

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6. DISCUSIÓN Por cuestiones de infraestructura, caída de la presión de entrada a la consola por debajo de los 50 psi, no fue posible realizar ambos DAVs de manera simultánea. Se decidió entonces realizar las pruebas del DAVD primero y después las pruebas del DAVI. Al inicio de las pruebas las dos consolas empleadas estaban nuevas y contaban con pistones nuevos. Las condiciones y parámetros establecidos para la realización de las pruebas (Gráfica 2) son considerados óptimos para la realización de las mismas. No obstante, nunca se había realizado una evaluación de largo plazo para estos parámetros y no se sabía como se iba a comportar el sistema de control, la neumática y la electrónica de la consola. Así mismo, nunca se habían probado las válvulas en un periodo largo de tiempo. Para la primera etapa de las pruebas, es decir las pruebas del DAVD, se observó una serie de errores y fallas continuas de los equipos, en su parte neumática (pistón) principalmente, que afectaban directamente al gasto que proporcionaba el equipo. Así mismo, se observó que una de las consolas (C2) era más eficiente que la otra (C1). Lo anterior fue debido a un falso contacto entre las tarjetas de la PC empleada para el control del sistema en la C1. Durante la segunda etapa, pruebas del DAVI, se empleo casi en su totalidad la C2. Lo anterior fue debido a la misma razón antes descrita para C1. En ambas etapas se observó que el software de control realizaba pausas para regular las presiones de sístole y diástole en la capsula del DAV. Estás pausas se veían directamente afectadas en duración por el aumento de la fricción en el interior del pistón. La fricción aumentaba por dos razones principalmente: la primera de ellas es los residuos acumulados en el interior de la camisa del pistón (polvo y rebaba principalmente) y la segunda de ellas es el calentamiento de la camisa del pistón. Las figuras 17-19 muestran claramente como quedaba el pistón con rebabas y residuos después de al menos 12 horas de trabajo. El calentamiento produce una pequeña dilatación del metal empleado. Una vez que la base del pistón se desgastaba por completo en la parte afectada ya no era necesario abrir el pistón para limpiarlo y se podía continuar la prueba sin ningún problema. Cabe señalar que la reparación más usual consistía en simplemente limpiar el pistón. En la segunda etapa de pruebas no se realizó más que una sola limpieza al pistón de la C2 antes de empezar la prueba y la prueba fue suspendida en varias ocasiones por problemas ajenos al pistón. Dichas dificultades fueron principalmente fallas eléctricas de la línea principal de energía y pérdida de la presión de pared que alimenta a la consola. El sistema de monitoreo desarrollado permitió detectar como se comportaba el equipo cuando quería reiniciar después de apagarse. En algunas ocasiones la consola no lograba reiniciar debido a la presencia de presión de pared. La válvula que controla la entrada de presión de pared a la consola se queda permanentemente abierta y no logra regular la presión para poder iniciar adecuadamente. Se puede notar en las gráficas 6-8 los diferentes reinicios detectados. De las dos capsulas empleadas sólo una fugo después de ser colocada para iniciar las pruebas (DAVI), una vez reparada ya no volvió a fugar. La figura 20 muestra la manera en la cual se detectaba una fuga en la capsula. De manera general se pudo observar que las

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válvulas de ambos ventrículos no presentaron ninguna fisura y el conjunto del los desechables se mantuvo en un estado adecuado. La gráfica 10 muestra que la mayor cantidad de errores acontecían durante las primeras horas de funcionamiento. No obstante, esto cambió una vez que se desgastó por completo la base del resorte. Los errores se empezaron a presentar entonces a tiempos cada vez más largos y eran provocados por motivos diferentes. 7. CONCLUSIONES Las principales fallas del DAV se encontraron a nivel del pistón y del control del mismo. Actualmente se emplea un programa de control que trabaja sobre plataforma Windows, esta plataforma no permite un adecuado control en tiempo real del sistema de control. Por las características de este sistema de control, se requiere de un procesamiento en tiempo real que evite o reduzca las pausas de control de presión del pistón.

En cuanto al pistón en si mismo, se detectó que la base del resorte del pistón se desgastaba debido a los parámetros programados en la consola y al control de las presiones en su interior. El resorte golpeaba continuamente los bordes de la base del resorte hasta desgastarla. Este desgaste producía residuos o rebabas que aumentaban la fricción entre la camisa del pistón y el embolo. No obstante, una vez que la base del pistón se ha desgastado lo suficiente el resorte ya no golpea a su base, por lo que ya no se desgasta la misma. Esto permitió incrementar hasta 57 horas el funcionamiento continuo del equipo. Se encontró que estas horas de funcionamiento continuo pudieron bien ser mayores a las encontradas si no se hubiesen presentado perdidas de energía en la línea principal y perdida de presión de pared. Estas dos últimas fallas eléctricas no competen al sistema, pero pueden evitarse en el mismo.

En cuanto a los desechables empleados se pudo observar que no sufrieron un desgaste significativo. Siempre que la capsula no tenga fugas, el desechable puede resistir un tiempo considerable de funcionamiento debido al material con el cual esta construido (silicón).

Las fallas electrónicas del sistema no requieren de rediseño alguno ya que solo basta reemplazar las tarjetas. No obstante, se debe de considerar que las tarjetas se mantengan fijas, ya que el movimiento del pistón produce fuertes movimientos que pueden provocar falsos contactos entre las mismas como fue el caso de C1.

8. RECOMENDACIONES Y TRABAJO A FUTURO 8.1. Recomendaciones para el equipo. A continuación se abordan algunas recomendaciones que podrían mejorar el funcionamiento del equipo. Se recomienda incorporar un respaldo de baterías a la consola

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con la finalidad de evitar reinicios de la misma o que se apague en caso de falla de la instalación eléctrica. Actualmente, la consola nueva ya cuenta con un UPS para evitar este problema. Se recomienda soldar el resorte y la base del resorte para fijarlo, además de recubrir el resorte con algún polímero para evitar rebabas en caso de que se desprenda. Además se aconseja usar lubricante de baja viscosidad ya que este lubricante mostró ser más eficaz que el de alta viscosidad que se había venido empleado hasta estas pruebas. Por otra parte se puede evitar el calentamiento de la camisa del pistón empleado una camisa con menor coeficiente térmico. Además se recomienda colocar un soporte de aire que permute de forma automática en el carrito para evitar pérdidas de presión con la consola en uso. Actualmente se cuenta con un soporte de aire en tanque que se activa manualmente. 8.2. Recomendaciones experimentales. Para la realización de este tipo de pruebas in Vitro hay que tomar en cuenta varias consideraciones, sobre todo aquellas relacionadas con la reproducibilidad del experimento. Hay que verificar constantemente la densidad de la sangre artificial y de ser posible la viscosidad de la misma. Se recomienda verificar constantemente el decaimiento de los transductores de presión, así como sus circuitos de acondicionamiento asociados. Evitar fugas en las tuberías y movimientos bruscos que cambien la posición de los elementos que conforman al mock loop. A nivel de programación se recomienda realizar un programa auto ejecutable desde el encendido de la computadora, de modo tal que no dependa de LabView que requiere que se le lance manualmente. Para el caso de la operación en modo biventricular se recomienda contar con una instalación que pueda mantener una presión de 50 psi a la entrada de cada consola. 8.3. Trabajos a futuro. En cuanto pruebas in Vitro de largo plazo sólo resta probar la nueva consola que se esta construyendo. Una sola consola debe de ser capaz de realizar los 2, 000, 000 de ciclos de forma continua sin que requiera de reparación alguna. Se pretende seguir evaluando las válvulas hasta observar un deterioro o fatiga significativa de las mismas. Cabe mencionar que el soporte más largo in Vivo puede durar hasta 258 días y en el caso del implantable hasta años. Por lo anterior, se tienen que probar que las válvulas son capaces de funcionar adecuadamente durante ese tiempo. Otro tipo de pruebas in Vitro pendientes son las relacionadas con el funcionamiento de las cánulas implantables y extra corpóreas. En cuanto pruebas in Vivo faltan las pruebas correspondientes a la evaluación alfa, es decir los estudios de hemólisis, de hemocompatibilidad, crónico y la etapa de estudio clínico en pacientes humanos.

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ANEXOS Fotos de los mock loops

Foto 1. Recervorio del mock loop. Simula al retorno venoso. Consiste en cinco niveles de presión, una entrada y una salida de flujo, una barrera de flujo y dos salidas de flujo, una de nivel y otra de vaciado.

Foto 2. Elemento de complianza. El elemento de complianza es al menos diez veces más pequeño que el recervorio. Solo tiene una entrada y una salida. Además de que este elemento se encuentra presurizado.

1

Foto 3. Modulo de cambios. El modulo de cambios cumple con la función controlar el funcionamiento de los mock loops para que trabajen de forma independiente o biventricular. Esto lo hace controlando el paso del flujo en las tuberías con ayuda de las llaves.

Foto 4. Sensor de flujo magnético. Funciona con una turbina que genera pulsos tipos TTL en el interior de una bobina. La frecuencia de los pulsos es proporcional al flujo circulante en el sensor.

2

Foto 5. Toma frontal de mock loop y del monitor de fallas.

Foto 6. Toma por detrás del mock loop y del monitor de fallas.

3

Foto 6. Modelado del mock loop. Vista en ángulo.

Foto 7. Modelado del mock loop. Vista superior.

4

Pruebas In Vitro Largo PlazoBitácora

DíaVerificaciones HoraVentriculo Derecho

IzquierdoConsola Ps/PdSoftware Archivo Generado

GastoMock loop Tubería

Nivel de Complianza

CircuitosCapsula FugasOtros Temperatura

Muestra de sangre

Comentarios

Pruebas In Vitro Largo PlazoReporte de Fallas

Consola DAV Mock loop SensoresMecánica Capsula Tuberia TransductorEléctrica Desechable Complianza CablesNeumática Recervorio CircuitosSoftware M. Cambios DAQ

ComentariosFecha:

adq0.vi Connector Pane

Front Panel

Controls and Indicators

Range A/D range code. Use "Not Programmable" for boards not featuring programmable range.

Chanel First A/Dchannel of scan.

BoardNum Board number (0..8).

Voltaje

ErrCode 0 Error code from the ComputerBoards Inc. Universal Library. Zero if no error occurred. Use the ErrMsg VI to convert ErrCode into a readable string.

Data Value 0 Digital output value.

Block Diagram

List of SubVIs History "adq0.vi History" Current Revision: 30

ADQVITRO.VI Connector Pane

Front Panel

Controls and Indicators

Izquierdo

Derecho

Frecuencia de muestreo

Canal PeI First A/Dchannel of scan.

Canal PsI First A/Dchannel of scan.

Canal QI First A/Dchannel of scan.

Canal PeD First A/Dchannel of scan.

Canal PsD First A/Dchannel of scan.

Canal QD First A/Dchannel of scan.

BoardNum Board number (0..8).

Range A/D range code. Use "Not Programmable" for boards not featuring programmable range.

milliseconds to wait

Tiempo de adquisición (s)

Valor I

B

iz

Archivo Izq

Valor D

C

de

Archivo Der

Archivo Bi-izq

Archivo Bi-der

tiempo de captura Izq (s)

# muestras

tiempo de captura Der (s)

PsI

PsD

Gasto Izq (l/min)

Gasto Der (l/min)

Block Diagram

List of SubVIs

adq0.vi C:\Documents and Settings\Julio\Mis documentos\innova\06\febrero\seminario de proyectos\VI\adq0.vi

Write To Spreadsheet File.vi C:\Program Files\National Instruments\LabVIEW\vi.lib\Utility\file.llb\Write To Spreadsheet File.vi

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