ISSN(p): 2338-8323  | ISSN(e): 2459-9638

## Ventilator

## Non-Invasive berbasis Kontrol Volume
dengan Orifice Plate Flow Meter

## IRNANDA PRIYADI, FAISAL HADI, RUVITA FAURINA, INDRA AGUSTIAN
Fakultas Teknik Universitas Bengkulu, Indonesia Email: Irnanda_P@unib.ac.id
Received 7 Desember 2021 | Revised 8 Januari 2022 | Accepted 20 Januari 2022

## ABSTRAK
Pada penelitian ini diusulkan ventilator noninvasif dengan sistem kendali volume. Ventilator pada umumnya berbiaya mahal, tidak mudah dibawa dan desain yang rumit.  Pada  penelitian  ini  dirancang  ventilator  noninvasif  dengan  desain  cukup sederhana, mudah dibawa, dan ekonomis. Mekanisme kendali volume didapatkan melalui pengukuran aliran dengan prinsip orifice flow meter. Pengukuran aliran ini dilakukan dengan menurunkan persamaan Bernoulli dan persamaan kontinuitas, sehingga  didapat  persamaan  debit  aliran.  Koefisien  discharge  optimal  pada persamaan  debit  aliran  yang  digunakan  pada  penelitian  ini  adalah  0,9.  Melalui pengujian RR (Respiratory Rate) 12, 16 dan 20 BPM (Breath Per Minute), minute ventilation  terbaik  diperoleh  pada  RR  12,  yaitu  498,5541±3,3255,  dengan simpangan  terbesar  4,7714  mL  atau  sebesar  0,95%.  Sedangkan  performa terendah  pada  RR  16  dengan  minute  ventilation  503,7034±4,1626,  simpangan terbesar 8,21 mL atau sebesar 1,64%. Ini mengindikasikan bahwa sistem kendali volume pada ventilator noninvasif berkerja dengan cukup baik. Saat ini ventilator hanya mampu mensuplai tekanan hingga 1,5 kPa atau sekitar 15,296 cmH 2 O.
Kata  kunci :  ventilator  noninvasif,  kontrol  volume,  orifice  flow  meter,  sensor tekanan, koefisien discharge

## ABSTRACT
In  this  research,  a  non-invasive  ventilator  with  a  volume  control  system  is proposed. Ventilators are generally expensive, not portable, and have a complex design. In this research, a non-invasive ventilator was designed with a fairly simple design, easy to carry, and of economic value. The volume control mechanism is obtained through-flow measurement with the orifice flow meter principle. This flow measurement  is  done  by  deriving  the  Bernoulli  equation  and  the  continuity equation, in order to get the flow rate equation. The optimal discharge coefficient in the flow discharge equation used in this study is 0.9. By RR (Respiratory Rate) testing  12,  16,  and  20 BPM (Breath  Per Minute),  the  best  minute  ventilation  is obtained at RR 12, which is 498.5541±3.3255, with the largest deviation of 4.7714 mL or 0.95%. While the lowest performance is on RR 16 with minute ventilation 503.7034±4.1626, the largest deviation is 8.21 mL or 1.64%. A fairly small error indicates that the volume control system on a noninvasive ventilator is designed to work quite well. Currently, the ventilator is only capable of supplying pressure of up to 1.5 kPa or about 15.296 cmH 2 O.
Keywords : non invasive ventilator, volume control, orifice flow meter, pressure sensor, discharge coefficient

## 1. PENDAHULUAN
Kegagalan  pernafasan  merupakan salah satu  permasalahan vital  yang dapat  menyebabkan kematian.  Kegagalan  pernafasan  kronis  merupakan  suatu  kondisi  patologis  serius  yang ditandai dengan terjadinya penurunan efisiensi fungsi pernafasan, sehingga paru-paru tidak dapat memenuhi oksigenisasi pada pembuluh darah atau yang disebut hipoksemia, dan juga paru-paru tidak dapat mencegah terjadinya retensi CO 2 (Roussos & Koutsoukou, 2003) .
Kondisi  utama  yang  biasanya  menjadi  penyebab  gagal  nafas  salah  satunya  adalah  adalah Chronic Obstructive Pulmonary Disease (COPD) (Senior & Anthonisen, 1998) (Viegi, dkk, 2001)  (Pauwels  & Rabe, 2004) (Zhang,  dkk, 2020) atau  disebut  juga  penyakit  paru obstruktif  kronis  (PPOK).  COPD  merujuk  kepada  penyakit  paru-paru  kronis,  progresif  dan umumnya  masih  dapat  dipulihkan.  COPD  merupakan  suatu  istilah  untuk  berbagai  penyakit paru-paru yang mempengaruhi pernapasan yakni penyakit yang merusak saluran pernafasan yang membawa udara ke paru-paru. Dinding saluran pernafasan menjadi sempit dan bengkak, sehingga menghalangi aliran keluar masuk udara dari dan menuju paru-paru. Oleh karena itu, untuk perawatan sangat diperlukan ventilator sebagai alat yang dapat membantu aliran yang terhambat tersebut.
Ventilator pada prinsipnya adalah membantu kerja otot pernafasan mengalirkan udara (O 2 ) menuju paru-paru, dan jika ventilator digunakan secara penuh untuk menggantikan kerja otot pernapasan,  ventilator  juga  digunakan  untuk  mengeluarkan  CO 2 dari  paru-paru (Powell, 2020) (Sartelli, 2021) . Karena ventilator berfungsi memberikan kekuatan secara mekanis pada sistem pernapasan, sehingga disebut juga dengan istilah ventilator mekanik.
Ada dua tipe utama sistem ventilasi pernafasan, yaitu sistem invasif dan noninvasif (Lucchini, dkk,  2020) (Windisch,  dkk,  2020) .  Pada  sistem  ventilasi  invasif,  ventilator  digunakan secara penuh untuk mengendalikan pernapasan pasien, dan selang bantuan dimasukkan ke dalam saluran pernapasan. Sedangkan sistem noninvasif atau disebut juga dengan singkatan NIV  (Non  Invasive  Ventilation),  ventilator  tidak  digunakan  untuk  kendali  penuh,  tidak  ada bagian ventilator yang dimasukkan ke dalam saluran pernapasan pasien. Umumnya ventilator noninvasif  digunakan  untuk  perawatan  awal  pada  pasien  yang  masih  sadar  dan  hanya mengalami kondisi sesak nafas, namun masih cukup mampu untuk bernafas.
Untuk keadaan tertentu, seperti bencana alam dan pandemi dengan jumlah penderita yang besar, kebutuhan ventilator dapat menjadi cukup tinggi, bahkan sengat tinggi. Seperti halnya pandemi virus Covid 19 yang terjadi saat ini, pada pasien biasanya ditemui kondisi sesak nafas, sehingga untuk menghindari terjadinya disfungsi paru-paru, sistem pernafasan pasien perlu dibantu  dengan  menggunakan  ventilator,  salah  satunya  dapat  dipenuhi  dengan  ventilasi noninvasif, meskipun ada beberapa kondisi khusus yang masih harus diperhatikan (Lucchini, dkk,  2020) (Winck  &  Ambrosino,  2020) .  Kendala  harga  ventilator  yang  mahal  dan ketersediaan  dalam  jumlah  yang  terbatas,  maka  banyak  peneliti  yang  berusaha mengembangkan  Ventilator  yang  lebih  sederhana  dan  dengan  harga  yang  terjangkau, termasuk tipe NIV.
Terkait  dengan  Pandemi  Covid  19,  beberapa  universitas  yang  ada  di  dunia  termasuk universitas besar seperti Massachusetts Institute of Technology (MIT) mencoba merancang ventilator emergensi untuk membantu memenuhi kebutuhan ventilator bagi pasien covid-19 (MIT  Emergency  Ventilator  Team,  2020) .  Di  Indonesia,  beberapa  lembaga  dan perguruan  tinggi  bekerjasama  dengan  beberapa  perusahaan  telah  merancangg  ventilator untuk membantu  pasien  penderita  covid-19 (Anwar, 2020) ,  antara  lain, BPPT,  LIPI, ITS,
ITB, dan UI. Hal ini dilakukan sebagai bentuk kepedulian lembaga-lembaga pendidikan atau institusi lain terhadap kasus tingginya tingkat kematian yang disebabkan pandemi covid-19, untuk bersatu bersama menghadapi pandemi Covid19.
Berdasarkan  pentingnya  ketersediaan  ventilator  pada  saat  keadaan  darurat  dan  ekonomis, maka pada penelitian ini dirancang NIV berbiaya rendah dengan komponen-komponen yang bisa  diperoleh  dengan  mudah  di  pasaran.  Penelitian  terkait  dengan  pengembangan  NIV ekonomis  sudah  dilakukan  oleh  beberapa  peneliti,  beberapa  judul  diantaranya  adalah Development of field portable ventilator systems for domestic and military emergency medical response (Kerechanin,  dkk, 2004), Electric Blower Based  Portable Emergency  Ventilator (Fogarty, dkk, 2013), Safety  and applicability  of  a  pre-stage public  access  ventilator  for trained laypersons: a proof of principle study (Fuchs, dkk, 2017), A new compact and low- cost  respirator  concept  for  one  way  usage (Jürß,  dkk,  2018) , Prototyping  of  artificial respiration machine using AMBU bag compression (Shahid, 2019), A low-cost, helmet-based, non-invasive  ventilator  for  COVID-19 (Khan,  dkk,  2020), Low-cost,  easy-to-build noninvasive pressure support ventilator for under-resourced regions: open source hardware description, performance and feasibility testing (Garmendia, dkk, 2020) .
Sebagian besar penelitian-penelitian tersebut mengembangkan NIV dengan penggerak udara kipas/blower dan menggunakan kendali tekanan. Namun penggunaan sistem kendali tekanan lebih  tepat  jika  digunakan  untuk  ventilator  invasif  yang  langsung  berhubungan  dengan tekanan  bagian  dalam  saluran  udara  dan  paru-paru,  sedangkan  untuk  NIV,  sistem  tidak terhubung langsung, melainkan hanya terhubung melalui mask pada bagian mulut dan hidung, sehingga sistem kendali berbasis volume menjadi lebih efektif untuk menjamin ketersediaan volume  tidal  dan minute  ventilation  (volume  tidal  x  respiratory  rate)  yang  cukup  dengan rentang  tekanan  yang  fleksibel  sesuai  kebutuhan  volume  tidal  dan minute  ventilation. Sedangkan sistem dengan kendali tekanan tidak dapat menjamin terpenuhinya volume tidal dan minute ventilation (Esteban, dkk, 2008). Oleh Karena itu pada penelitian ini dirancang NIV dengan mekanisme kendali berbasis volume.
Kontribusi dari penelitian ini adalah: 1) usulan desain dan mekanisme ventilasi mekanik dengan kontrol volume yang akurat, cukup mudah dibawa atau portable, sederhana, cukup mudah dibuat dan berbiaya rendah dengan komponen-komponen yang mudah diperoleh di pasaran. 2)  Sistem  pengukuran  tekanan  dan  volume  menggunakan orifice  plate  flow  meter  dan menggunakan sensor tekanan MPX 5010DP. Selanjutnya artikel ini akan dibagi seperti berikut ini:  Bab  II  menjelaskan  tinjauan  pustaka  dan  dasar  teori  utama  terkait  penelitian,  Bab  III menjelaskan metodologi, yang terdiri atas desain NIV, Komponen-komponen yang digunakan, diagram  blok  sistem,  Bab  IV  menampilkan  hasil  dan  pembahasan  dari  sistem  pengukuran volume dan NIV yang berhasil dirancang, Bab V berisi kesimpulan dari hasil dan pembahasan sebagai kontribusi dari penelitian ini.

## 2. METODE

## 2.1. Dasar Rancangan Ventilator

## 2.1.1 Ventilasi Noninvasif
NIV  merupakan  teknik  ventilasi  mekanis  tanpa  menggunakan  pipa  trakea  pada  saluran pernapasan (Antonelli,  dkk,  2007) .  NIV  umumnya  digunakan  untuk  gagal  napas hipoksemia,  gagal  napas  hiperkapnia,  selain  itu  NIV  juga  digunakan  untuk  penyapihan ventilator, dan perawatan paliatif bagi pasien yang menolak intubasi. Resiko penggunaan NIV lebih rendah dibandingkan ventilator invasif, misanya resiko cedera pada saluran pernapasan,
paralisis  pita  suara,  tracheomalacia,  sinusitis  dan Ventilator  Associated  Pneumonia  (VAP) (McNeill & Glossop, 2012) (Najaf-Zadeh & Leclerc, 2011) Penggunaan NIV yang tidak tepat  juga  dapat  berdampak  resiko  aspirasi  yang  lebih  tinggi,  yaitu  suatu  keadaan  yang beresiko mengalami masuknya sekresi gastrointestinal, sekresi orofaring benda cair atau padat ke dalam saluran trakeobronkhial akibat disfungsi mekanisme protektif saluran pernapasan. Kontra indikasi penggunaan NIV adalah untuk kasus-kasus yang serius dan perlu penanganan khusus, diantaranya adalah keadaan gagal jantung, gagal nafas, disfungsi organ di luar sistem pernapasan, ensefalopati berat, trauma maksofasial, dan pneumothoraks tanpa pemasangan WSD ( Water Seal Drainage) (Nava, 2009)(Fauroux, 2005) .
Berikut ini adalah beberapa penelitian terkait pengembangan NIV yang pernah dilakukan para peneliti.  Kerenchanin  mengembangkan  NIV portable  menggunakan  penggerak  udara kompresor  dan  sensor  aliran  udara  dan  tekanan (Kerechanin,  dkk,  2004) .  Fogarty mengembangkan  NIV portable  berbasis  penggerak  udara  blower,  menggunakan  sensor tekanan diferensial untuk mengukur tekanan sekaligus kecepatan aliran. Sistem kendali yang digunakan masih bersifat analog, tidak menggunakan mikrokontroler (Fogarty, dkk, 2013) . Fuchs mengembangkan NIV dengan kontrol tekanan dan menggunakan blower/kipas sebagai penggerak udara (Fuchs, dkk, 2017) . Jürß mengembangkan NIV berbiaya rendah berbasis kontrol tekanan dengan menggunakan blower aktuator penggerak udara dengan menekankan pada konsumsi daya yang rendah, yakni hanya sekitar 8 Watt (Jürß, dkk, 2018) . Shahid tahun 2020, mengembangkan NIV dengan biaya rendah, sekitar 80 USD, menggunakan ambu bag dan motor dc sebagai penggerak udara. Sistem diklaim dapat melakukan kontrol tekanan dan volume, namun tidak dijelaskan secara signifikan mengenai mekanisme sistem tersebut (Shahid, 2019). Khan mengembangkan NIV tidak menggunakan mask, melainkan dengan menggunakan  sistem  helm  dan  penggerak  udara blower/kipas (Khan,  dkk,  2020) . Garmendia  mengembangkan  NIV  ekonomis  menggunakan  blower  bertekanan  tinggi,  dua sensor  tekanan,  Arduino  nano  dan  LCD,  biaya  yang  diperlukan  sekitar  75  USD,  ventilator memberikan  tekanan  hingga  20  cmH 2 O  untuk inspiratory  dan  10  cmH 2 O  untuk expiratory (Garmendia, dkk, 2020).

## 2.1.2 Orifice Plate Flow Meter
Banyak metode yang digunakan untuk mengukur aliran fluida, diantaranya metode ultrasonic, glass tube, coriolis, orifice, electromagnet. Coriolis menggunakan perhitungan massa fluida, sedangkan orifice berdasarkan prinsip venturi nozzle dengan menggunakan hukum Bernoulli yang  menyatakan  adanya  hubungan  antara  tekanan  fluida  dengan  kecepatan  aliran.  Flow meter jenis orifice merupakan flow meter yang paling populer digunakan. Pada penelitian ini digunakan metode orifice plate flow meter dengan desain plate square-edged cocentric bored dan ISO 5167 seperti yang ditunjukkan pada Gambar 1.
Orifice  digunakan  untuk  mengukur  aliran  fluida  dengan  menggunakan  prinsip  mengubah kecepatan  aliran,  yakni  dengan  merubah  luasan  yang  dilalui  oleh  aliran  tersebut  dan menyebabkan perbedaan tekanan. Perubahan luasan ini terjadi karena diletakkannya sebuah plat tipis berlubang ( Orifice Plate) pada saluran, dan ketika gas atau fluida mencapai orifice plate, cairan dipaksa untuk melawati lubang plat yang mengakibatkan terjadinya perbedaan tekanan sesuai dengan laju aliran. Perbedaan tekanan diukur dengan menggunakan sensor tekanan diferensial, dan laju aliran dapat dihitung dengan menggunakan hukum Bernoulli.
Persamaan Bernoulli, dengan asumsi aliran adalah horisontal:
𝑝 + 𝜌𝑣 =   𝑝 + 𝜌𝑣 (1)
dimana : 𝑝 = tekanan (Pa) 𝜌 = massa jenis kg/m 3 𝑣 = kecepatan (m/s)
Persamaan kontinuitas:
𝑞 = 𝑣 𝐴 = 𝑣 𝐴 (2) 𝑞 = debit (m 3 /s) 𝐴 = luas penampang (m 3 )
Gambar 1. Orifice Plate Flow Meter ISO 5167 (sumber: onlinelibrary.wiley.com)
Persamaan (1) dan (2) digabung, dengan asumsi 𝐴 < 𝐴 , menghasilkan Persaman (3)
𝑞 =   𝐴 ( ) ( (3)
Persamaan  (3)  merupakan  persamaan  untuk  kondisi  ideal  secara  teori,  namun implementasinya  tidak  ideal  akibat  faktor  geometri,  sehingga  persamaan  ini  dimodifikasi dengan menambahkan suatu konstanta yang disebut koefisien discharge, yaitu:
𝑞 =   𝐶 𝐴 ( ) ( (4)
𝐶 = koefisien discharge
Koefisien discharge merupakan fungsi rasio luas area vena contrata dengan luas bukaan plat orifice. Vena contrata merupakan luas area minimum pada saat fluida keluar dari plat orifice sebelum  kembali  normal.  Efek  viskos  biasanya  diekspresikan  dengan  parameter  non- dimensional Reynold  Number  (Re).  Berdasarkan  Persamaan  Bernouli  dan  Kontinuitas, kecepatan  aliran  paling tinggi dan  tekanan paling rendah  berada  pada  area  vena  contrata, kemudian secara perlahan kembali normal.
Persamaan  (4)  dapat  dimodifikasi  dengan  memasukkan  persamaan  luas  dengan  diameter tertentu,  sehingga  persamaannya  menjadi  persamaan  debit  aliran  orifice  ditunjukkan  pada Persamaan (5).
𝑞 =   𝐶 𝐷 ( ) ( ) (5)
𝑑 = 𝐷 𝐷 ⁄ , rasio diameter
𝐷 = Diameter plat orifice (m)
𝐷 = Diameter saluran upstream dan downstream (m) 𝜋 = 3,14

## 2.1.3 Desain Ventilator dan Dimensi
Sumber suplai udara pada penelitian ini menggunakan ambu bag, dengan penggerak motor stepper yang dirakit sedemikian rupa sehingga dapat berfungsi untuk memompa ambu bag. Desain dan dimensi rancangan ventilator ditunjukkan pada Gambar 2. Poros motor stepper menggerakan  tuas  pompa  dengan  cara  menarik  tuas  pompa  dengan  menggunakan  senar, karena sudut torsi selalu berada posisi 90 derajat seperti ditunjukkan pada Gambar 3, artinya motor hanya akan menarik tuas secara vertikal atas ke bawah, sehingga torsi yang dibutuhkan menjadi  lebih  efisien  dibandingkan  jika  poros  motor stepper  terhubung  langsung  dengan pangkal tuas. Pada ujung tiang bagian atas dipasang pegas yang terhubung ke bagian tuas, sehingga dapat menggerakan tuas kembali keposisi semula dan melepas tekanan pada ambu bag. Mekanisme pemompaan oleh motor stepper dikendalikan menggunakan mikrokontroler yang diisikan perangkat lunak program kendali berbasis VT ( volume tidal) dan RR (respiratory rate).
Gambar 2. Desain dan Dimensi Sistem Ventilasi dengan Ambu Bag
Gambar 3. Ilustrasi Torsi 90 Motor Stepper untuk Menarik Senar Tekan
Dimensi Modul (35 x 50 x 20) cm. A : p = 200 mm, l = 30 mm B : p = 230 mm, l = 30 mm C : p = 47,5 mm, l = 40 mm D : p = 40 mm, l = 32 mm
Gambar 4. Komponen Pendukung Ventilator (Atas), Koneksi Antar Komponen Utama

## (Bawah)
Komponen  pendukung  utama  ventilator  terdiri  dari  mikrokontroler,  layar  tampilan,  sensor tekanan dan motor stepper, detail posisi dan koneksi antar komponen utama ditunjukkan pada Gambar 4. Mikrokontroler ESP32 digunakan sebagai kontroler utama yang mengatur kendali utama, motor  stepper dihubungkan dengan driver  sebelum dikontrol  oleh kontroler  utama. Motor stepper yang digunakan adalah Seri Nema 17. Tap sensor Orifice flow meter terhubung ke  sensor  tekanan  MPX5010DP  dan  dikalibrasi  ( fine  tuning)  menggunakan  modul  AD620, dibandingkan dengan alat ukur tekanan udara HT-1890. Keluaran AD620 dihubungkan ke pin Analog  kontroler  utama.  Layar  tampilan  keluaran  menggunakan  TFT  LCD  3.5  inch menggunakan antarmuka arduino Mega 2560 yang dikoneksikan secara I2C dengan ESP32. Masukan  pengaturan  penggunaan  ventilator  menggunakan  keypad  4x4  yang  terhubung langsung ke pin digital ESP32. Semua komponen pendukung tersedia di pasaran dengan harga yang  cukup  terjangkau.  Total  biaya  yang  diperlukan  untuk  mendapatkan  komponen- komponen  pendukung  ini  kurang  dari  satu  juta  rupiah,  ditambah  dengan ambu  bag  dan perangkat penyusun eksternal lainnya, total biaya sekitar satu koma lima juta rupiah.

## 2.2. Mekanisme Kendali
Urutan dalam merancang tahap demi tahap perintah yang akan diberikan diperjelas dengan menggunakan  diagram  alir  yang  ditunjukkan  pada  Gambar  5.  Urutan  perangkat  lunak penyusun control  volume  ventilator  dimulai  dari  pembacaan  pengaturan  nilai  yang  akan digunakan, yaitu nilai VT (volume tidal) dan RR ( respiratory rate), parameter tersebut diatur pada awal penggunaan sesuai dengan kebutuhan pasien setelah melalui analisa pendahuluan sebelum penggunaan. Nilai VT akan dikonversi menjadi limit pergerakan stepper pada kode program, sedangkan value RR akan dikonversi menjadi batas waktu untuk inhale (Ti) ataupun exhale (Te).
Sensor tekanan diferensial Mikrokontroler Display Tombol Menu Orifice plate flow meter
Aktuator motor stepper Ambu bag Mask Ventilator

## Gambar 5. Diagram Alir Kontrol Volume
Sistem akan mulai memberikan support setelah pengguna menekan tombol start. Saat waktu inhale tercapai maka stepper akan hidup dan bergerak searah jarum jam, yang artinya tuas akan  ditarik  sehingga  menekan ambu  bag  dan  udara  dialirkan  menuju  mask.  Selama  tuas menekan ambu bag baik sensor tekanan dan flow akan membaca kondisi aktual pada pipa aliran udara sehingga didapatkan volume total yang mengalir, setelah VT tercapai maka motor stepper akan berhenti. Selanjutnya pada saat waktu exhale tercapai stepper akan bergerak berlawanan sehingga posisi tuas maupun ambu bag kembali pada posisi awal. Proses tersebut akan berulang selama sistem dijalankan.

## 3. HASIL DAN PEMBAHASAN

## 3.1 Hasil Rancangan
Gambar 6, Gambar 7, Gambar 8,  dan Gambar 9  berikut adalah foto prototipe Ventilator Digital Raflesia (Vendira) yang berhasil dirancang pada penelitian ini.

## 3.2 Kalkulasi Volume
Perhitungan volume dengan Orifice Plate Flow Meter ISO 5167 (Gambar 1) dilakukan dengan tahapan  mengkonversi  Vadc  ke differential  pressure  (dP)  dengan  Persamaan  (6)  yang diperoleh  dari  kurva  karakteristik  sensor  tekanan  MPX5010DP  berdasarkan datasheet  yang ditunjukkan pada Gambar 10, kemudian dP dimasukkan ke persamaan flow yang diturunkan dari  Persamaan  Bernoulli.  Nilai flow  hasil terbaca  dikonversi  ke  satuan ml/ms.    Satu  siklus
Ya Ya Ti Aktif - Stepper OFF Te Aktif - Stepper On CCW
Baca Sensor dan Kirim data ke LCD Posisi awal tuas tercapai Stop Tombol Stop Aktif Mulai Baca Input Setting Value VT dan RR dan Keadaan Inisial
Konversi VT ke Limit Stepper Konversi RR ke Ti / Te Ti Aktif - Stepper On CW Baca Sensor dan Kirim data ke LCD Kalkulasi Volume VT tercapai Tidak Tidak
bacaan flow dikalikan dengan durasi satu siklus dalam milidetik, selanjutnya diakumulasi untuk mendapatkan total volume.
𝑑𝑃 = 2,1917𝑉𝑎𝑑𝑐 − 0,3779 (6)
𝑑𝑃 = tekanan diferensial (Pa) 𝑉𝑎𝑑𝑐 =tegangan ADC (v)
Gambar 6. Hasil Rancangan Fisik Prototipe Gambar 7. Tampilan Menu Vendira Gambar 8. Tampilan Monitoring Tekanan Flow dan Volume Vendira Gambar 9. Tampilan Sirkuit Utama Vendira
Gambar 10. Kurva karakteristik MPX5010DP
Berdasarkan  Persamaan  (5), 𝑑𝑃 adalah 𝑝 − 𝑝 ,  yakni  selisih  tekanan upstream  dengan tekanan  pada  area  vena  contrata.  Dengan  mensubsitusikan  Persamaan  (6)  ke  dalam Persamaan (5), diperoleh:
𝑞 =   𝐶 𝐷 10 ( . . ) ( ) (7)
Selanjutnya satuan 𝑞 dalam m 3 /s dikalikan 10 6 untuk mendapatkan nilai dalam satuan milliliter (mL). Pada implementasinya, terkadang pemasangan pipa sensor tekanan pada tidak benar- benar tepat pada area vena contrata, sehingga perlu dilakukan kalibrasi.
Rancangan Orifice plate flow meter ditunjukkan pada Gambar 11, dengan panjang pipa utama 10 cm, diameter dalam pipa 18,8 mm, dan diameter orifice plate 6 mm dan diameter selang sensor tekanan 4 mm. Orifice plate flow meter dibuat dengan cara membagi dua pipa utama, kemudian  digabungkan kembali  dengan  Orifice  Plate berada diantara  sambungan tersebut, posisi selang untuk pembacaan sensor tekanan diletakkan sesuai aturan tapping Orifice Plate Flow Meter ISO 5167 pada Gambar 1.
Gambar 11. Orifice Plate Flow Meter ISO 5167 yang digunakan pada Vendira (Kiri),

## Orifice Plate di dalam Pipa (Kanan)
Pada Perhitungan flow pada Persamaan (2) terdapat koefisien discharge, yang pada dasarnya bergantung  pada  rasio  area  dan  bilangan  Reynold.  Berdasarkan  tabel  bilangan  koefisien discharge Reynold pada Tabel 1, koefisien discharge seharusnya pada orifice flow meter yang dirancang  (Gambar  2)  dengan  rasio  area  pipa  dan  orifice  0,31,  adalah  0,6.  Namun  nilai tersebut masih belum mencapai kecepatan aliran dan volume yang seharusnya, sehingga nilai koefisien discharge  diperbarui  secara  bertahap  dimulai  dari  nilai  0,6  tersebut.  Perubahan koefisien discharge  dapat  terjadi  karena  tap  sensor  tekanan  downstream  yang  dipasang berada  posisi  yang  kurang  tepat  pada  pada  area  vena  contrata.  Untuk  mendapatkan  nilai koefisien discharge sesuai orifice meter yang dirancang, dilakukan dengan metode trial dan error.  Kalibrasi  dilakukan  dengan  cara  membandingkan  hasil  pengukuran  orifice  yang dirancang dengan Alat Ukur Tekanan Udara HT-1890 (HT-1890 Digital Manometer Manual, 2020)  yang  dapat  mengukur  tekanan  diferensial. Ambu  bag  ditekan  otomatis  dengan menggunakan motor stepper, diukur menggunakan Orifice yang dirancang dan diukur dengan HT-1890 dengan perlakuan yang sama. koefisien discharge diatur sehingga bacaan orifice dan HT-1890 sama. Koefisien discharge orifice flow meter yang dirancang diperoleh nilai terbaru yang paling mendekati hasil ukur HT-1890 adalah 0,9.
Dari percobaan dengan orifice flow meter dengan nilai dP dan flow yang sudah dikalibrasi, nilai volume terbaca berdasarkan Vadc memiliki offset nol volt pada 20 BPM, sedangkan untuk 16 BPM  ( Breath  Per  Minute)  memiliki  offset  -0,01  volt  dan  12  BPM  memiliki  offset  -0,02  volt. Sehingga untuk mendapatkan akurasi pembacaan volume maka Vadc ditambahkan dengan nilai absolut offset berdasarkan BPM. Gambar 12 merupakan visualisasi sampel data dP, flow
dan  volume  dari  percobaan,  grafik  bagian  atas  menunjukkan  grafik  tegangan  dan  tekanan diferensial, bagian tengah menunjukkan tekanan diferensial dan kecepatan aliran, sedangkan bagian  bawah  menunjukkan  total  volume  ( minute  ventilation)  yang  dihitung  berdasarkan kecepatan aliran.
Gambar 12. Visualisasi Sampel Data Percobaan 500mL/s - 12 BPM
Tabel 1. Koefisien Discharge (sumber: engineeringtoolbox.com)
Discharge Coefficient Diameter Ratio d = D 2 / D 1 Reynolds Number – Re 10 4 10 5 10 6 10 7 0,2 0,60  0,595  0,594  0,594 0,4 0,61  0,603  0,598  0,598 0,5 0,62  0,608  0,603  0,603 0,6 0,63 0,61 0,608  0,608 0,7 0,64  0,614  0,609  0,609
Tabel 2. Debit Aliran Udara dengan Total Volume 500mL/detik No BPM Minutes Ventilation (mL/detik) 1 12 498,5541 ± 3,3255 2 16 495,4660 ± 3,6774 3 20 503,7034 ± 4,1626
Pada Tabel 2 ditunjukkan data Minute Ventilation dari masing-masing percobaan, setiap BPM dilakukan seratus kali percobaan.  Simpangan terbesar dari target 500 ml/s berdasarkan nilai rata-rata dan standar deviasi, diperoleh pada RR 16 BPM, yaitu pada nilai 491,7986 ml/s yang berarti menyimpang sebesar 8,2014 ml/s atau 1,64%. Sedangkan RR 12 BPM menghasilkan performa terbaik dengan simpangan terbesar 0,95%. Berdasarkan data uji coba tersebut di atas, kontrol volume berdasarkan volume total dari perhitungan flow pada Orifice Plate Flow Meter  ISO  5167  dengan  koefisien  discharge  0,9  dan  Vadc  offset,  masih  cukup  valid  untuk digunakan pada alat.
Gambar 13. Suplai Tekanan pada 12, 16 dan 20 BPM

## 3.3 Suplai Tekanan
Jumlah tekanan yang diberikan ventilator berada pada rentang 5-30 cmH 2 O, atau 0,49-2,94 dalam satuan kPa. Pasien yang hanya membutuhkan 5-10 cmH 2 O dapat dinyatakan sudah siap untuk bernafas secara normal, sedangkan pasien yang membutuhkan 15-20 cmH 2 O, masih sangat membutuhkan bantuan ventilator, dan untuk pasien yang membutuhkan lebih dari 20, memerlukan dukungan pernafasan penuh dari ventilator.
Gambar  13  merupakan  visualisasi  data  percobaan  yang  dilakukan  untuk  mengetahui  besar tekanan  yang  diberikan  ventilator  berdasarkan  BPM  dengan  menggunakan  acuan  tekanan pada kondisi paru-paru normal. Percobaan dilakukan menggunakan simulator paru-paru yang dikondisikan  pada  rentang  tekanan  normal  paru-paru.  Dari  data  percobaan  tersebut diindikasikan bahwa dengan menggunakan mekanisme kontrol volume yang digunakan pada penelitian ini, tekanan suplai ventilator masih stabil pada rentang 0,4-0,5 kPa. Untuk kondisi paru-paru yang membutuhkan tekanan lebih hal ini bergantung kepada kemampuan motor penggerak.  Dari  data  hasil  pengujian  menunjukkan  bahwa  prototipe  ini  dapat  melakukan pengontrolan  volume  dengan  baik,  namun  pada  saat  ini  motor  penggerak  yang  digunakan hanyak mampu mensuplai pada rentang 0 hingga 1,5 kPa atau sekitar 0 hingga 15,296 cmH 2 O. Untuk saat ini sistem baru teruji untuk volume 500ml untuk tekanan 0,5 kPa, untuk perbaikan kedepan perlu dilakukan peningkatan torsi motor, sehingga dapat mensuplai tekanan hingga 2,942 kPa.

## 4. KESIMPULAN
Penelitian  ini  merancang  ventilator  noninvasif  dengan  menggunakan  mekanisme  kendali volume.  Desain  dibuat  agar  cukup  mudah  dibawa  atau portable,  sederhana,  cukup  mudah dibuat,  berbiaya  rendah  dengan  komponen-komponen  yang  mudah  diperoleh  di  pasaran. Total biaya yang diperlukan untuk mendapatkan komponen-komponen pendukung ini sekitar satu  koma  lima  juta  rupiah.  Dengan  menggunakan  persamaan  debit  aliran  orifice  yang diperbarui ulang dengan nilai awal berdasarkan nilai dari Reynold table, diperoleh koefisien discharge optimal untuk menghitung debit aliran adalah 0,9. Melalui pengujian RR (Respiratory Rate) 12, 16 dan 20 BPM ( Breath Per Minute), minute ventilation terbaik diperoleh pada RR 12,  yaitu  498,5541±3,3255,  dengan  simpangan  terbesar  4,7714  mL  atau  sebesar  0,95%. Sedangkan  performa  terendah  pada  RR  16  dengan minute  ventilation  503,7034±4,1626, simpangan terbesar 8,21 mL atau sebesar 1,64%. Hasil ini mengindikasikan bahwa ventilator dapat bekerja dengan cukup baik untuk minute ventilation 500mL/detik dengan tekanan 0,5 kPa. Saat ini motor penggerak yang digunakan hanya mampu mensuplai maksimal hingga 1,5 kPa atau sekitar 15,296 cmH 2 O, dan untuk perbaikan kedepan perlu dilakukan peningkatan torsi motor, sehingga dapat mensuplai tekanan hingga 30 cmH 2 O.

## UCAPAN TERIMA KASIH
Ucapan  terimakasih  tim  riset  sampaikan  kepada  Universitas  Bengkulu  sebagai  pendukung utama penelitian ini. Penelitian ini merupakan salah satu keluaran penelitian skema penelitian unggulan  Universitas  Bengkulu  tahun  2020  dengan  judul  “Kajian  Rancang  Bangun  Vendira (Ventilator Digital Raflesia) Berbasis IoT”, nomor kontrak 2012/UN30.15/PG/2020.

## DAFTAR RUJUKAN
Antonelli, M., Conti, G., Esquinas, A., & others. (2007). A multi-center survey on the use in the clinical practice of NIV as first intervention for acute respiratory distress syndrome. Crit Care Med, 35, 18-25.
Anwar,  M.  C.  (2020,  Juni  6). CNBC  Indonesia.  (CNBC  Indonesia)  Dipetik  7  3,  2020,  dari https://www.cnbcindonesia.com/tech/20200621121924-37-166911/membanggakan- ini-5-ventilator-corona-made-in-indonesia
Esteban,  A.,  Ferguson,  N.  D.,  Meade,  M.  O.,  Frutos-Vivar,  F.,  Apezteguia,  C.,  Brochard,  L.
(2008). Evolution of mechanical ventilation in response to clinical research. American journal of respiratory and critical care medicine, 177, 170-177.
Fauroux B, L. F. (2005). Non-invasive mechanical ventilation:. Thorax, 60, 979-980.
Fogarty, M., Orr, J., Westenskow, D., Brewer, L., & Sakata, D. (2013). Electric Blower Based Portable Emergency Ventilator.
Fuchs, P., Obermeier, J., Kamysek, S., Degner, M., Nierath, H., Jürß, H., Schubert, J. K. (2017).
Safety and applicability of a pre-stage public access ventilator for trained laypersons:
a proof of principle study. BMC emergency medicine, 17, 1-8.
Garmendia, O., Rodrı ́guez-Lazaro, M. A., Otero, J., Phan, P., Stoyanova, A., Dinh-Xuan, A. T., Farré, R. (2020). Low-cost, easy-to-build noninvasive pressure support ventilator for under-resourced  regions:  open  source  hardware  description,  performance  and feasibility testing. European Respiratory Journal, 55.
HT-1890  Digital  Manometer  Manual,  Dongguan  Xintai  Instrument  Co.,  Ltd,  Dongguan  City,
Guangdong Province, China 2021
Jürß, H., Degner, M., & Ewald, H. (2018). A new compact and low-cost respirator concept for one way usage. IFAC-PapersOnLine, 51, 367-372.
Kerechanin, C. W., Cytcgusm, P. N., Vincent, J. A., Smith, D. G., & Wenstrand, D. S. (2004).
Development of field portable ventilator systems for domestic and military emergency medical response. John Hopkins Apl. Tech. Digest, 25.
Khan, Y., Fahad, H. M., Muin, S., & Gopalan, K. (2020). A low-cost, helmet-based, non-invasive ventilator for COVID-19. arXiv preprint arXiv:2005.11008.
Lucchini, A., Giani, M., Isgrò, S., Rona, R., & Foti, G. (2020). The “helmet bundle” in COVID-
19 patients undergoing non invasive ventilation. Intensive & critical care nursing, 58,
102859.
McNeill, G. B., & Glossop, A. J. (2012). Clinical applications of non-invasive ventilation in critical
care. Continuing Education in Anaesthesia, Critical Care & Pain, 12, 33-37.
MIT Emergency Ventilator Team. (2020, 04 15). MIT Emergency Ventilator. (MIT.EDU) Dipetik
9 1, 2020, dari https://e-vent.mit.edu/mechanical/
Najaf-Zadeh,  A.,  &  Leclerc,  F.  (2011).  Noninvasive  positive  pressure  ventilation  for  acute respiratory failure in children: a concise review. Annals of intensive care, 1, 1-10.
Nava,  S.  a.  (2009).  Non-invasive  ventilation  in  acute  respiratory  failure. The  Lancet,  374
(9685), 250-279.
Pauwels,  R.  A.,  &  Rabe,  K.  F.  (2004).  Burden  and  clinical  features  of  chronic  obstructive pulmonary disease (COPD). The Lancet, 364, 613-620.
Powell,  D. F. (2020). Ventilator Strategies. Dalam Operational and Medical Management of Explosive and Blast Incidents, (pp. 539-551). Springer.
Roussos, C., & Koutsoukou, A. (2003). Respiratory failure. European Respiratory Journal, 22,
3s--14s.
Sartelli, M. (2021). Hospital-Acquired Pneumonia and Ventilator-Associated Pneumonia. Dalam Infections in Surgery, (pp. 67-72). Springer.
Senior, R.  M., &  Anthonisen,  N. R. (1998). Chronic  obstructive  pulmonary  disease  (COPD).
American journal of respiratory and critical care medicine, 157, S139--S147.
Shahid, M. (2019). Prototyping of artificial respiration machine using AMBU bag compression.
2019  International  Conference  on  Electronics,  Information,  and  Communication (ICEIC), (pp. 1-6).
Viegi,  G.,  Scognamiglio, A.,  Baldacci,  S.,  Pistelli, F.,  &  Carrozzi,  L.  (2001). Epidemiology  of chronic obstructive pulmonary disease (COPD). Respiration, 68, 4-19.
Winck,  J.  C.,  &  Ambrosino,  N.  (2020).  COVID-19  pandemic  and  non  invasive  respiratory management: every Goliath needs a David. An evidence based evaluation of problems.
Pulmonology, 26, 213-220.
Windisch,  W.,  Weber-Carstens,  S.,  Kluge,  S.,  Rossaint,  R.,  Welte,  T.,  &  Karagiannidis,  C.
(2020). Invasive and Non-Invasive Ventilation in Patients With COVID-19. Deutsches Ärzteblatt International, 117, 528.
Zhang, L., Valizadeh, H., Alipourfard, I., Bidares, R., Aghebati-Maleki, L., & Ahmadi, M. (2020).
Epigenetic  Modifications  and  Therapy  in  Chronic  Obstructive  Pulmonary  Disease (COPD): An Update Review. COPD: Journal of Chronic Obstructive Pulmonary Disease,
17, 333-342.