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UNIVERSIDADE DE PASSO FUNDO Matheus Muraro ANALISADOR DE DESFIBRILADORES E CARDIOVERSORES Passo Fundo 2017
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UNIVERSIDADE DE PASSO FUNDO
Matheus Muraro
ANALISADOR DE DESFIBRILADORES E CARDIOVERSORES
Passo Fundo
2017
Matheus Muraro
ANALISADOR DE DESFIBRILADORES E CARDIOVERSORES
Trabalho apresentado ao curso de Engenharia Elétrica, da Faculdade de Engenharia e Arquitetura, da Universidade de Passo Fundo, como requisito parcial para obtenção do grau de Engenheiro Eletricista, sob orientação do professor Ms. Amauri Fagundes Balotin.
Passo Fundo
2017
Matheus Muraro
Analisador de desfibriladores e cardioversores
Trabalho apresentado ao curso de Engenharia Elétrica, da Faculdade de Engenharia e Arquitetura, da Universidade de Passo Fundo, como requisito parcial para obtenção do grau de Engenheiro Eletricista, sob orientação do professor Ms. Amauri Fagundes Balotin.
Aprovado em ____ de ______________ de______.
BANCA EXAMINADORA
_______________________________________________________________ Prof. Orientador Ms. Amauri Fagundes Balotin - UPF
_______________________________________________________________ Prof. Dr. Adriano Toazza - UPF
_______________________________________________________________ Prof. Dr. Fernando Passold - UPF
RESUMO
O trabalho desenvolvido teve por objetivo o estudo e o desenvolvimento de um protótipo
de um analisador para ensaio de desfibriladores e cardioversores, dispositivos de assistência
médica que têm suma importância no âmbito medicinal. Esse analisador é um equipamento
capaz de receber uma descarga elétrica e medir a sua energia, dentro de um limiar de incerteza,
assim como medir o tempo de sincronismo, e o tempo de carregamento. O primeiro capítulo
aborda a fundamentação teórica, realizando um estudo do funcionamento do corpo humano e
dos desfibriladores. São verificados e retirados citações das normas técnicas que regulamentam
os desfibriladores cardíacos e as características mínimas aceitáveis de um analisador. O
desenvolvimento do protótipo começou com a especificação de alguns componentes essenciais,
a partir dos quais foram desenvolvidor os circuitos eletrônicos. O choque elétrico, disparado
pelas pás de desfibrilação, é absorvido por um resistor não-indutivo, que simula a impedância
transtorácica de um paciente, passando após por circuitos de atenuação, isolação e filtros. O
potencial da descarga elétrica, que possui amplitude de até cinco mil volts, é atenuada para a
faixa de trabalho do conversor analógico-digital. A unidade microcontrolada é responsável por
processar o sinal e repassar os dados para a interface gráfica, que é composta por uma tela de
toque colorida. O protótipo também simula o sinal de eletrocardiograma humano para o teste
de sincronismo, esse sinal é processado e entregue para a leitura do cardioversor.
Palavras-Chave: Desfibrilador; Energia; Sincronismo; Analisador; Ensaio; ARM Cortex M4;
QGVA;
ABSTRACT
The present essay aims the study and development of a defibrillator and cardioverter
analyzer prototype. These medical assistance devices inflict major importance inside the
medical extent. This analyzer is an equipment capable of receiving an electric discharge and to
measure its concealed energy, under an uncertainty threshold, also measuring its synchronism
and loading time. The first module approaches a view on theoretical fundamentals, verifying
how the human body system works, how does a defibrillator work, the standards for it and the
minimum requirements for an analyzer. The electrical discharge is triggered by paddles on the
defibrillator and it must be absorbed by a non-inductive resistor, simulating the transthoracic
impedance, while the electrical potential will be turned down by a high impedance resistor
divider, decreasing the discharge from a scale of five thousands Volts to the range of the analog-
to-digital converter. The micro-controlled unity is responsible for processing the signal and to
pass along its data for the communication interface, which provides information for the user
from a touch screen color display. There is also an electrocardiogram simulated by the
microcontroller, which is provided to the cardioverter for the synchronism test.
Keywords: Defibrillator; Energy; Synchronism; Analyser; Test; Arm Cortex M4; QGVA;
LISTA DE FIGURAS
FIGURA 1 - ANATOMIA DO MÚSCULO CARDÍACO. ................................................................................................... 15 FIGURA 2 - FUNCIONAMENTO DO CORAÇÃO. A) NA DIÁSTOLE O CORAÇÃO ENCHE DE SANGUE. B) NA SÍSTOLE OCORRE
O BOMBEAMENTO DO SANGUE PARA O CORPO. .............................................................................................. 16 FIGURA 3 - ESTRUTURA DO CORAÇÃO: SISTEMA ELÉTRICO. ................................................................................... 17 FIGURA 4 - POTENCIAL DOS ESTÍMULOS ELÉTRICOS. .............................................................................................. 18 FIGURA 5 - REPRESENTAÇÃO DE UM ECG NORMAL. .............................................................................................. 19 FIGURA 6 - CONTRAÇÃO DO MÚSCULO ATRIAL. ..................................................................................................... 19 FIGURA 7 - CONTRAÇÃO DO MÚSCULO VENTRICULAR. ........................................................................................... 20 FIGURA 8 - REPRESENTAÇÃO 3 DERIVAÇÕES DE EINTHOVEN. ................................................................................ 21 FIGURA 9 - FIBRILAÇÃO VENTRICULAR. A) INÍCIO DA FIBRILAÇÃO E DIVISÃO DOS IMPULSO. B) PROPAGAÇÃO
CIRCULAR. ..................................................................................................................................................... 22 FIGURA 10 - ELETROCARDIOGRAMA DE PACIENTE COM FV. .................................................................................. 23 FIGURA 11 - APLICAÇÃO DE CORRENTE ELÉTRICA AO TÓRAX PARA INTERROMPER A FV. ...................................... 24 FIGURA 12 - FIBRILAÇÃO ATRIAL (FA). ................................................................................................................. 25 FIGURA 13 - ECG DE PACIENTE COM FIBRILAÇÃO ATRIAL. .................................................................................... 25 FIGURA 14 - ELETROCARDIOGRAMA DE PACIENTE COM TAQUICARDIA A 150 BPM. .............................................. 26 FIGURA 15 - ELETROCARDIOGRAMA DE PACIENTE COM TAQUICARDIA VENTRICULAR (TV). ................................ 26 FIGURA 16 – DESFIBRILADOR/CARDIOVERSOR MINDRAY BENEHEART D6. ........................................................... 27 FIGURA 17 – DESFIBRILADOR TEB D10. ................................................................................................................ 28 FIGURA 18 – DESFIBRILADOR DE BECK .................................................................................................................. 29 FIGURA 19 – DESFIBRILADOR EXTERNO MANUAL ................................................................................................. 29 FIGURA 20 – DESFIBRILADOR EXTERNO AUTOMÁTICO .......................................................................................... 30 FIGURA 21 – CARRINHO DE EMERGÊNCIA EM SETOR DE HEMODIÁLISE................................................................... 30 FIGURA 22 – PÁS TORÁCICAS E CÔNCAVAS. ........................................................................................................... 31 FIGURA 23 – CARDIOVERSOR HEARTSTART XL DA PHILLIPS. ............................................................................... 32 FIGURA 24 - MÓDULO DE CARDIOVERSÃO. ............................................................................................................ 32 FIGURA 25 - POSIÇÃO PADRÃO DOS ELETRODOS PARA TRANSMISSÃO TORÁCICA EFETIVA. .................................... 33 FIGURA 26 – TOPOLOGIA DO DESFIBRILADOR OU CARDIOVERSOR. ........................................................................ 34 FIGURA 27 - DESFIBRILAÇÃO MONOFÁSICA. .......................................................................................................... 34 FIGURA 28 - DESFIBRILAÇÃO BIFÁSICA. ................................................................................................................. 35 FIGURA 29 - CIRCUITO BÁSICO DOS DESFIBRILADORES MONOFÁSICOS. .................................................................. 35 FIGURA 30 - ONDA MONOFÁSICA SENOIDAL CRITICAMENTE AMORTECIDA (MDS – MONOPHASIC DAMPED
SINUSOIDAL). ................................................................................................................................................ 36 FIGURA 31 - ONDA MONOFÁSICA EXPONENCIAL TRUNCADA (MTE – MONOPHASIC TRUNCATED EXPONENTIAL). 37 FIGURA 32 - CIRCUITO BÁSICO DESFIBRILADOR BIFÁSICO. ..................................................................................... 37 FIGURA 33 - TIPOS DE ONDAS BIFÁSICAS. A – EXPONENCIAL TRUNCADA (BTE). B – RETILÍNEA (RLB). .............. 38 FIGURA 34 - ONDA BIFÁSICA PULSADA. ................................................................................................................. 39 FIGURA 35 - QUANTIZAÇÃO LINEAR. ...................................................................................................................... 41 FIGURA 36 - REGRA DOS TRAPÉZIOS. ..................................................................................................................... 43
FIGURA 37 - REGRA DE SIMPSON............................................................................................................................ 43 FIGURA 38 - DIAGRAMA DE HARDWARE. ................................................................................................................ 44 FIGURA 39 - ELETRODOS DE CONTATO. .................................................................................................................. 45 FIGURA 40 - ELETRODOS DE CONTATO PARA PÁS CÔNCAVAS. ................................................................................ 46 FIGURA 41 - RESISTOR NÃO INDUTIVO NHS200-50F ............................................................................................. 47 FIGURA 42 - PLACA DE ATENUAÇÃO. ..................................................................................................................... 48 FIGURA 43 - CIRCUITO DE ALIMENTAÇÃO. ............................................................................................................. 51 FIGURA 44 - FONTE ISOLADA. ................................................................................................................................ 51 FIGURA 45 - REFERÊNCIA DE TENSÃO 1,65V. ......................................................................................................... 52 FIGURA 46 – CIRCUITO DE PROCESSAMENTO.......................................................................................................... 53 FIGURA 47 - CONVERSOR DA TOPOLOGIA R-2R. .................................................................................................. 54 FIGURA 48 - INSTRUMENTAÇÃO DO SINAL DE ECG. ............................................................................................... 55 FIGURA 49 – FONTE ISOLADA PARA INSTRUMENTAÇÃO DO ECG. .......................................................................... 55 FIGURA 50 - PLATAFORMA DE DESENVOLVIMENTO TIVA C SERIES. ....................................................................... 56 FIGURA 51 - MÓDULO BOOSTXL-K350QVG-S1 ACOPLADO AO MICROCONTROLADOR TM4C123GXL ............. 57 FIGURA 52 - CONSUMO DE CORRENTE ELÉTRICA DO PROTÓTIPO. ........................................................................... 58 FIGURA 53 - BANCO DE BATERIAS MICROCONTROLADO ......................................................................................... 58 FIGURA 54 – BATERIAS DE ÍON-LÍTIO. ................................................................................................................... 58 FIGURA 55 - PLACA DE ATENUAÇÃO.. .................................................................................................................... 60 FIGURA 56 – ISOLAÇÃO DA PLACA DE ATENUAÇÃO. ............................................................................................... 60 FIGURA 57 – PLACAS DE ACOPLAMENTO VIA CABO FLAT. ...................................................................................... 61 FIGURA 58 – PLACAS INTEGRADAS. ....................................................................................................................... 61 FIGURA 59 - DIAGRAMA DO FIRMWARE.................................................................................................................. 62 FIGURA 60 - TELA INICIAL. .................................................................................................................................... 64 FIGURA 61 - TELA SELEÇÃO. .................................................................................................................................. 64 FIGURA 62 - MEDIR ENERGIA. ................................................................................................................................ 65 FIGURA 63 – ENERGIA MEDIDA. ............................................................................................................................. 65 FIGURA 64 - MEDIR TEMPO DE CARGA. .................................................................................................................. 66 FIGURA 65 - TEMPO DE CARGA APROVADO. ........................................................................................................... 66 FIGURA 66 - TEMPO DE CARGA REPROVADO. ......................................................................................................... 66 FIGURA 67 - CONFIGURAR ECG (MÍNIMO 30 BPM). .............................................................................................. 67 FIGURA 68 - CONFIGURAR ECG (PADRÃO 60 BPM). ............................................................................................. 67 FIGURA 69 - CONFIGURAR ECG (MÁXIMO 240 BPM). .......................................................................................... 68 FIGURA 70 - MEDIR TEMPO DE SINCRONISMO. ........................................................................................................ 68 FIGURA 71 - MEDIR TEMPO DE SINCRONISMO (APROVADO). ................................................................................... 69 FIGURA 72 - MEDIR TEMPO DE SINCRONISMO (REPROVADO) .................................................................................. 69 FIGURA 73 – INFORMAÇÕES. .................................................................................................................................. 69 FIGURA 74 - DIAGRAMA DE INTERUPÇÃO DO TIMER. .............................................................................................. 70 FIGURA 75 - ELETROCARDIOGRAMA FILTRADO (30 BPM). .................................................................................... 75 FIGURA 76 - ELETROCARDIOGRAMA FILTRADO (240 BPM). .................................................................................. 75
FIGURA 77 - MONITOR DE ECG DO DESFIBRILADOR HEARTSTART XL DA PHILLIPS (60 BPM). ............................ 76 FIGURA 78 - MONITOR DE ECG DO CARDIOMAX DA INSTRAMED (60 BPM). ........................................................ 76 FIGURA 79 - MONITOR DE ECG DO DESFIBRILADOR CODEMASTER DA HP (60 BPM). .......................................... 77
LISTA DE ABREVIATURAS
SA: Sinoatrial.
AV: Atrioventricular.
BPM: Batidas por minuto.
mV: mili Volts.
ECG: Eletrocardiograma.
RA: Braço direito.
LA: Braço esquerdo
LL: Perna esquerda.
FV: Fibrilação ventricular.
FA: Fibrilação atrial.
QRS: Complexo do eletrocardiograma.
TV: Taquicardia ventricular.
AC: Corrente alternada.
DC: Corrente direta.
V: Volts.
A: Ampéres.
J: Joules.
W: Watts.
S: Segundos.
m: mili (razão por mil).
u: micro (razão por um milhão).
k: kilo (multiplicado por mil).
Hz: Hertz.
uF: microFarads.
MDS: Senoide monofásica criticamente amortecida.
MTE: Exponencial monofásica truncada.
C: Capacitância elétrica.
L: Indutância elétrica.
NBR: Norma brasileira regulamentadora.
IEC: Comissão internacional de eletrotécnica.
ANSI: Instituto nacional americano de padronizações.
AAMI: Associação para o avanço da instrumentação médica.
DEA: Desfibrilador externo automático.
Fa: Frequência analófica.
Fs: Frequência de amostragem.
A/D: Conversor analógico para digital.
∆: erro de quantização.
b: Bits.
Wh: Watts hora.
P: Potência.
E: Energia.
ARM: Arquitetura de processador.
SPI: Periférico de interface serial.
EEPROM: Memória programável, apagável elétricamente, somente leitura.
Flash: Memória reprogramável desenvolvida pela Toshiba.
VGA: Padrão gráfico de computadores.
QGVA: Um quarto de VGA.
Pixel: Elemento de imagem.
touch screen: Teclado de toque.
MCU: Unidade microcontrolada.
PWM: Modulação por largura de pulso.
+: Positivo.
-: Negativo.
UTI: Unidade de tratamento intensivo.
SUMÁRIO
1 INTRODUÇÃO ................................................................................................................... 13
1.1 OBJETIVO ......................................................................................................................... 14
1.2 JUSTIFICATIVA ............................................................................................................... 14
2 FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA ...................................................................................... 15
2.1 FUNCIONAMENTO DO CORAÇÃO .............................................................................. 15
2.1.1 Ritmo cardíaco e a atividade elétrica do coração ....................................................... 16
2.2 ELETROCARDIOGRAMA (ECG) ................................................................................... 18
2.2.1 Derivações do ECG ........................................................................................................ 21
2.3 ARRITMIAS CARDÍACAS .............................................................................................. 22
2.3.1 Fibrilação Ventricular (FV) .......................................................................................... 22
2.3.2 Reversão da FV por desfibrilação elétrica .................................................................. 23
2.3.3 Fibrilação Atrial (FA) ................................................................................................... 24
2.3.4 Taquicardia Ventricular (TV) ...................................................................................... 25
2.3.5 Tratamento FA e TV por cardioversão elétrica ......................................................... 27
2.4 DESFIBRILADORES ........................................................................................................ 27
2.4.1 História do desfibrilador ............................................................................................... 28
2.4.2 Características do Desfibrilador Externo ................................................................... 29
2.4.3 Características do Cardioversor .................................................................................. 31
2.4.4 Mecanismo de fibrilação ............................................................................................... 33
2.4.5 Circuito desfibrilador monofásico ............................................................................... 35
2.4.6 Circuito do desfibrilador bifásico ................................................................................ 37
2.5 NORMAS TÉCNICAS ...................................................................................................... 39
2.6 FUNDAMENTOS DO PROCESSAMENTO DE SINAIS ............................................... 40
2.6.1 Teorema da amostragem............................................................................................... 41
2.6.2 Conversão A/D ............................................................................................................... 41
2.6.3 Energia ............................................................................................................................ 42
2.6.4 Integração numérica...................................................................................................... 42
3 DESENVOLVIMENTO DO PROJETO ........................................................................... 44
3.1 HARDWARE ..................................................................................................................... 44
3.1.1 Eletrodos de recepção .................................................................................................... 45
3.1.2 Resistor de carga ............................................................................................................ 46
3.1.3 Placa de Atenuação ........................................................................................................ 47
3.1.4 Amostragem do sinal ..................................................................................................... 50
3.1.5 Placa de Processamento ................................................................................................ 50
3.1.6 Placa de Eletrocardiograma ......................................................................................... 54
3.1.7 Microcontrolador........................................................................................................... 56
3.1.8 Módulo de interface ....................................................................................................... 57
3.1.9 Bateria ............................................................................................................................ 57
3.1.10 Prototipagem ................................................................................................................ 59
3.2 FIRMWARE ....................................................................................................................... 62
3.2.1 Display de Interface ....................................................................................................... 64
3.2.2 Processamento do firmware ......................................................................................... 70
3.2.2.1 Função de Energia ....................................................................................................... 70
3.2.2.2 Função de ECG ............................................................................................................ 71
3.2.2.3 Funções de Tempo de Carga e Sincronismo ................................................................ 72
4 RESULTADOS EXPERIMENTAIS ................................................................................. 73
4.1 MEDIÇÃO DE ENERGIA E TEMPO DE SINCRONISMO ............................................ 73
4.2 ELETROCARDIOGRAMA ............................................................................................... 75
5 CONCLUSÃO ...................................................................................................................... 78
REFERÊNCIAS ..................................................................................................................... 79
APÊNDICE I – PLACA DE ATENUAÇÃO ........................................................................ 82
APÊNDICE II – PLACA DE PROCESSAMENTO ........................................................... 83
APÊNDICE III – PLACA DE ELETROCARDIOGRAMA .............................................. 84
1 INTRODUÇÃO
Os desfibriladores e cardioversores são equipamentos de suporte médico assistenciais
obrigatórios em diversas áreas médicas. Estes equipamentos devem passar por manutenções
periódicas ao longo de sua vida útil e a averiguação do bom funcionamento se dá somente a
partir da realização de testes, sendo necessário dispor de um analisador específico voltado para
estes dispositivos.
Utilizado no tratamento de arritmias graves em que o paciente não possui pulso cardíaco,
o desfibrilador injeta energia focalizada a partir de uma intensa imposição de potencial elétrico
controlado em um curto período de tempo. A descarga elétrica contrai o coração e despolariza
uniformemente as células cardíacas, que retomam os estímulos de forma ordenada, funcionando
como um botão de reiniciar para o músculo cardíaco.
O cardioversor opera de uma maneira semelhante, porém ele é utilizado em situações em
que o paciente possui pulso cardíaco anormal. Ele possui um leitor de eletrocardiograma pelo
qual monitora os estímulos elétricos do coração, e a descarga elétrica é sincronizada para ser
aplicada durante a despolarização coração, um período seguro conhecido como pico do
complexo QRS. Por operar de forma sincronizada, o cardioversor é capaz de reverter o quadro
de algumas arritmias específicas em que ocorre a realimentação dos estímulos desordenados
para o coração. Nesses casos apenas a desfibrilação não é o suficiente, pois a realimentação dos
estímulos fará a arritmia voltar após a desfibrilação. Geralmente o módulo de cardioversão está
incluído nos desfibriladores, exceto nos modelos mais antigos.
O analisador é responsável por determinar se o dispositivo está funcionando
corretamente. Sua principal função é medir a quantidade de energia fornecida pelo choque
elétrico dos desfibriladores e cardioversores. O analisador também deve determinar se o
sincronismo do cardioversor com o paciente está funcionando corretamente. Para simular um
paciente, o analisador gera o eletrocardiograma humano.
Os elementos construtivos dos analisadores de energia possuem diversos detalhes,
regulamentados pelas normas técnicas dos dispositivos médicos e de segurança elétrica. O
analisador deve fornecer segurança ao usuário que o utiliza, sendo necessário isolar a descarga
elétrica de maneira eficiente, sem que isso influencie na precisão da medição.
14
1.1 OBJETIVO
Este projeto tem por objetivo o desenvolvimento de um dispositivo para ensaio de
desfibriladores e cardioversores. Esse dispositivo deve contemplar os requisitos mínimos
postulados pelas normas técnicas regulamentadoras da segurança dos desfibriladores cardíacos,
NBR IEC 60601-2-4:2005, ANSI/AAMI DF80:2003 e ANSI/AAMI DF2:1996.
O protótipo foi desenvolvido com foco nas tecnologias mais atuais, sendo capaz de
receber a descarga elétrica de um cardioversor e medir, dentro das taxas de erro regulamentadas,
a quantidade de energia absorvida e o tempo de sincronismo, entregando a informação ao
usuário a partir de uma interface gráfica de comunicação.
1.2 JUSTIFICATIVA
.
No mercado brasileiro atual os analisadores mais utilizados são importados, havendo
poucos modelos nacionais desenvolvidos, além do custo de um analisador de desfibriladores
ser alto.
O protótipo foi desenvolvido com o apoio da empresa Elomed e do Hospital São Vicente
de Paulo, atendendo a demanda do setor de eletrônica biomédica, que hoje é responsável pelas
duas unidades hospitalares da instituição.
15
2 FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
Para melhor compreensão do papel dos desfibriladores, este capítulo apresenta conceitos
fundamentais ao entendimento de como funciona o coração suas possíveis anomalias, bem
como o eletrocardiograma humano, os desfibriladores e as normas técnicas regulamentadoras
destes.
2.1 FUNCIONAMENTO DO CORAÇÃO
O coração é um órgão muscular que promove a circulação do sangue pelo corpo. É
composto por duas partes, que funcionam como bombas independentes: o lado direito,
responsável por bombear o sangue venoso para o pulmão, e o lado esquerdo, que bombeia o
sangue arterial para os órgãos. (GUYTON; HALL, 1997)
Como é mostrado na Figura 1, o coração é oco internamente e cada lado se divide em
duas cavidades: os átrios e os ventrículos, separados pelas válvulas mitral ou tricúspide, que
têm a função de regular o fluxo do sangue em apenas um sentido – dos átrios para os ventrículos.
Figura 1 - Anatomia do músculo cardíaco.
Fonte: Adaptado de GUYTON; HALL, 2011.
16
O coração possui duas fases de funcionamento. Na primeira, diástole, apresenta a
musculatura relaxada e o órgão se enche de sangue (Figura 2.a). Na fase seguinte, sístole, os
átrios contraem-se, impulsionando o sangue para os ventrículos, e logo após os ventrículos
contraem-se e injetam o sangue armazenado para o sistema arterial, conforme mostrado na
Figura 2.b. (ENDRES, 2003)
Figura 2 - Funcionamento do coração. a) na diástole o coração enche de sangue. b) na sístole ocorre o
bombeamento do sangue para o corpo.
Fonte: ENDRES, 2003.
2.1.1 Ritmo cardíaco e a atividade elétrica do coração
Existem dois tipos de células no nosso coração que estão relacionadas com o sistema
elétrico: As células condutoras, que carregam o sinal elétrico, e as células musculares que,
quando estimuladas por uma excitação elétrica, contraem-se.
Os estímulos elétricos são gerados no topo do coração, pelo nó sinoatrial (SA) – também
conhecido como marcapasso –, e correm através da rede de células condutoras em uma reação
em cadeia, onde a excitação de uma célula ativa a outra, estimulando-a, e assim o sinal é capaz
de passar pelo coração de uma maneira ordenada. (K. PAI; PHILIPPIDES, 2014)
Segue abaixo na Figura 3 o mapa do sistema elétrico do coração, demonstrando a rede
de células condutoras.
17
Figura 3 - Estrutura do coração: sistema elétrico.
Fonte: Cheida, 1997.
As cargas elétricas são repassadas célula por célula por uma via internodal, contraindo
primeiramente os dois átrios na parte superior do coração. O nó atrioventricular (AV) retarda e
emite novamente o sinal, que percorre pelos feixes de Hiss até chegar nos ventrículos pelas
redes de Purkinje, estimulando a contração deles cerca de 1/6 segundo após a contração dos
átrios, resultando em uma contração coordenada do sistema muscular do coração. Esse processo
é chamado de batimento cardíaco. Um coração humano normalmente opera entre 60 e 100
batidas por minuto (BPM), podendo se ajustar acima ou abaixo desse ritmo para satisfazer as
necessidades do corpo. (K. PAI; PHILIPPIDES, 2014)
Conforme pode ser observado abaixo na Figura 4, o potencial elétrico que estimula as
contrações do coração possui por volta de -85 milivolts (mV) a cerca de 20mV, o que significa
que o potencial intracelular passa por cerca de 105mV em cada batimento cardíaco.
Inicialmente o músculo ventricular está polarizado, logo após ele entra em um período de
recessão, visto como um platô, em que permanece despolarizado por cerca de 1/6 segundo,
retomando a atividade ao se repolarizar. (GUYTON; HALL, 2011)
18
Figura 4 - Potencial dos estímulos elétricos.
Fonte: GUYTON; HALL, 2011.
Esse platô também é referenciado como sendo um período refratário, ou período seguro,
em que o impulso cardíaco normal não pode reexcitar a área já excitada do músculo cardíaco.
Outro ponto que deve ser destacado é que o coração é um órgão autossuficiente e possui
uma rede neural própria que controla a geração dos estímulos. Ele recebe excitações cerebrais
que o estimulam a bater mais rapidamente, ou mais vagarosamente, de acordo com as
necessidades do corpo, mas quem faz o controle e gera os estímulos é o próprio coração.
2.2 ELETROCARDIOGRAMA (ECG)
Como visto anteriormente na Figura 4, o coração está naturalmente polarizado (-85mV),
e durante o batimento cardíaco uma onda de despolarização (20mV) percorre o sistema elétrico
do órgão. Essa onda de despolarização – responsável pela contração do tecido muscular do
órgão – faz com que, momentaneamente, os interiores das células concentrem cargas positivas,
e uma pequena parte da corrente elétrica produzida passe para os tecidos vizinhos, alcançando
o exterior do corpo. Essa corrente elétrica gera um pequeno potencial elétrico, com cerca de
de amplitude, que pode ser observado através de eletrodos colocados sobre a pele em
lados opostos do coração. (GUYTON; HALL, 2011)
O registro dessa excitação é conhecido como o eletrocardiograma (ECG), sendo utilizado
para monitorar a atividade cardíaca de pacientes. Um registro detalhado do ECG é ilustrado
abaixo na Figura 5.
19
Figura 5 - Representação de um ECG normal.
Fonte: Adaptado de HAZMAT2, disponível em <https://pt.wikipedia.org/wiki/Eletrocardiograma>
Quando uma onda de despolarização move se em direção aos eletrodos dispostos sobre a
pele, registra se no ECG uma deflexão positiva (para cima). Da mesma forma, a medida que a
onda de repolarização é captada pelo eletrodo, o ECG registra uma deflexão negativa. O centro
desses intervalos é o ponto R (Figura 5). Quando não há ocorrência de atividade elétrica, a linha
do ECG permanece no valor zero. (RAMOS; SOUSA, 2007)
A onda P, mostrada abaixo na Figura 6, representa os potenciais elétricos gerados pelos
átrios ao se despolarizarem, antes de se contraírem. O nó sinoatrial (SA) localizado no átrio
direito é a origem do estímulo desta despolarização. (RAMOS; SOUSA, 2007), (JACOBSON,
2000)
Figura 6 - Contração do músculo atrial.
Fonte: Adaptado de GOBB; SILVA, disponível em:
<http://www.museuescola.ibb.unesp.br/subtopico.php?id=2&pag=2&num=7&sub=54>.
20
O intervalo do segmento P R , observado na Figura 6, representa o atraso de 1/6 de segundo
que a onda de despolarização sofre ao chegar no nó atrioventricular (AV), pela via internodal –
tal atraso ocorre entre a chegada da onda no nó AV e a sua subsequente propagação pelas redes
de Purkinje – onde ocorre a contração do músculo ventricular. Este atraso na propagação
permite que os ventrículos sejam preenchidos com sangue – bombeado pela contração dos átrios
– antes de se contraírem com a decorrência da onda de despolarização. (RAMOS; SOUSA,
2007), (JACOBSON, 2000)
O complexo de ondas QRS, observando a Figura 7, representa os potenciais elétricos
gerados durante a despolarização dos ventrículos, antes de se contraírem. A contração dos
ventrículos ocorre no ponto R, e após uma pausa, representada no ECG pelo intervalo ST, os
ventrículos e átrios se repolarizam - ocorrendo o relaxamento do músculo cardíaco e formando
a onda T. No registro do eletrocardiograma a repolarização atrial é mascarada pela
repolarização ventricular, que possui maior intensidade. (RAMOS; SOUSA, 2007),
(JACOBSON, 2000)
Figura 7 - Contração do músculo ventricular.
Fonte: Adaptado de Alila Medical Media, disponível em < http://www.alilamedicalmedia.com>.
O paciente também pode apresentar, como indicação de algumas patologias, a onda U
(Figura 5), uma pequena onda que ocorre logo após a onda T. Por sua vez, a onda U não aparece
no eletrocardiograma fundamental padrão. (IKEGAMI et al, 1999)
21
2.2.1 Derivações do ECG
A captação completa de um eletrocardiograma constitui-se de doze derivações,
averiguadas a partir de dez eletrodos dispostos no corpo do paciente. Estas apresentam
informações detalhadas de todo o sistema elétrico do coração, que são utilizadas por médicos
para diagnosticar doenças cardíacas. No caso dos cardioversores, não é necessário a
averiguação das doze derivações. Uma versão simplificada, chamada de triângulo de Einthoven
– formado a partir de três derivações -, apresenta as medições básicas de que o cardioversor
precisa.
A derivação I, observando a Figura 8, é obtida ligando-se o terminal negativo do
eletrocardiograma ao braço direito e o positivo ao braço esquerdo. Para a derivação II, por sua
vez, o terminal negativo é ligado ao braço direito e o positivo à perna esquerda. Finalmente,
fechando o triângulo, a derivação III é obtida ligando-se o terminal negativo ao braço esquerdo
e o positivo à perna esquerda. (GUYTON, 2006).
Figura 8 - Representação 3 derivações de Einthoven.
Fonte: UNICAMP; UNIFESTP, 2016.
A Lei de Einthoven afirma que a partir de qualquer par desse triângulo de derivações é
possível obter a terceira, levando-se em conta a polaridade de cada par. O cardioversor que
monitora o ECG, realiza a observação do par a partir dos eletrodos das pás de contato.
(GUYTON, 2006).
22
2.3 ARRITMIAS CARDÍACAS
Alguns dos tipos mais preocupantes de mau funcionamento cardíaco ocorrem não em
decorrência do músculo cardíaco anormal, mas como resultado de ritmo cardíaco anormal. Por
exemplo, algumas vezes o batimento dos átrios não é coordenado com o batimento dos
ventrículos; assim, os átrios já não funcionam como bombas para impulsionar o sangue aos
ventrículos. (GUYTON; HALL, 2011)
Neste item são apresentadas as três principais arritmias cardíacas e as suas patologias, a
fibrilação ventricular (FV), a fibrilação atrial (FA) e a taquicardia ventricular (TV). Junto a
esses tópicos, é evidenciado a utilização dos desfibriladores e cardioversores como terapia de
tratamento ou reversão da anomalia.
2.3.1 Fibrilação Ventricular (FV)
A mais grave e mais comum de todas as arritmias cardíacas é a fibrilação ventricular
(FV), que se não interrompida dentro de 1 a 3 minutos, é quase invariavelmente fatal. A
fibrilação ventricular decorre de impulsos cardíacos frenéticos (Figura 9.a) que se dividem no
músculo ventricular, estimulando primeiro uma parte dos ventrículos, e depois a outra. Esse
ciclo se repete indeterminadas vezes, pois os estímulos se dividem circularmente percorrendo
um caminho fechado (Figura 9.b), funcionando como uma realimentação fora de compasso.
(GUYTON; HALL, 2011)
Figura 9 - Fibrilação ventricular. A) Início da fibrilação e divisão dos impulso. B) Propagação circular.
Fonte: Adaptado de GUYTON; HALL, 2011.
23
Assim, nunca ocorre numa contração coordenada de todo músculo ventricular, o que é
necessário para o bombeamento do coração. O órgão fica estagnado em uma contração parcial,
onde o bombeamento do sangue não acontece, ou acontece em quantidades desprezíveis.
(GUYTON; HALL, 2011)
O eletrocardiograma da fibrilação ventricular (Figura 10) não segue nenhum padrão
rítmico, sendo totalmente irregular. Isso acontece pois os estímulos que circulam em circuitos
fechados, resultam numa soma vetorial dos sinais elétricos próxima de zero.
Figura 10 - Eletrocardiograma de paciente com FV.
Fonte: GUYTON; HALL, 2011.
A partir dessas condições e devido à falta de fluxo sanguíneo, após o início da FV ocorre
a inconsciência de 4 a 5 segundos, e então a morte de tecidos irrecuperáveis do corpo começa
a acontecer. Há vários fatores que influenciam no desencadeamento de uma FV, entre eles, o
choque elétrico de uma rede alternada. (GUYTON; HALL, 2011)
2.3.2 Reversão da FV por desfibrilação elétrica
Embora o choque elétrico possa desencadear a fibrilação ventricular, a aplicação de uma
corrente elétrica controlada pode fazer cessar essa anomalia, por despolarizar todo o músculo
ventricular ao mesmo tempo. Esse efeito é verificado quando uma corrente elétrica intensa
passa através do músculo cardíaco por meio de grandes eletrodos (pás) colocados sobre os dois
lados do coração. A corrente penetra na maioria do tecido muscular dos ventrículos ao mesmo
tempo, estimulando e fazendo desse modo que ocorra uma despolarização uniforme, relaxando
todo o músculo. (GUYTON; HALL, 2011)
Para tratar a FV durante uma operação cirúrgica, as pás de desfibrilação são colocadas
diretamente sobre o órgão, sendo possível reverter o quadro aplicando um sinal de corrente
alternada (AC) 110V / 60Hz por 0,1s, ou aplicando um potencial de 1000 V em corrente direta
24
(DC) por cerca de . Já em condições normais, as pás são postas sobre a região torácica do
paciente - como mostrado na Figura 11 -, que é o procedimento mais comum, e no desfibrilador
é selecionado a quantidade de energia que se deseja aplicar no paciente. (GUYTON; HALL,
2011)
Figura 11 - Aplicação de corrente elétrica ao tórax para interromper a FV.
Fonte: GUYTON; HALL, 2011.
2.3.3 Fibrilação Atrial (FA)
O mecanismo da fibrilação atrial é o mesmo da fibrilação ventricular, exceto que ocorre
nos átrios ao invés dos ventrículos. Sua causa mais frequente é decorrente de aumento do
volume de sangue nos átrios, devido a lesões que impedem os átrios de esvaziarem
adequadamente o sangue para os ventrículos; ou quando os ventrículos estão com insuficiência.
Em ambos os casos, os átrios funcionam sobrecarregados pelo excesso de sangue. (GUYTON;
HALL, 2011)
Durante a fibrilação atrial, da mesma forma que os ventrículos não bombeavam sangue
na FV, os átrios também mantêm a circulação sanguínea estagnada, porém os ventrículos
continuam funcionando normalmente. Por mais que os átrios não funcionem, a própria
contração e relaxação dos ventrículos é forte o suficiente para que eles se encham de sangue
passivamente e bombeiem para o organismo, exceto que a eficiência do bombeamento
ventricular cai de 20% a 30%. (GUYTON; HALL, 2011)
Comparando com a FV, que costuma ser letal se não tratada imediatamente, na fibrilação
atrial a pessoa pode viver meses ou até anos, embora com uma eficiência menor de
25
bombeamento do coração. A fibrilação atrial, assim como foi visto na FV, gera impulsos
fibrilatórios para todos os sentidos dos átrios – ilustrado na Figura 12. Figura 12 - Fibrilação Atrial (FA).
Fonte: FIORANELLI, 2010.
Verificando o eletrocardiograma, ilustrado na Figura 13, se percebe que o complexo QRS
possui um padrão diferenciado, pois os impulsos desordenados se cancelam eletricamente,
portanto não se visualiza a onda P de despolarização atrial, ou se observam apenas pequenas
ondulações resultantes da soma desses estímulos elétricos. (GUYTON; HALL, 2011)
Figura 13 - ECG de paciente com fibrilação atrial.
Fonte: GUYTON; HALL, 2011.
2.3.4 Taquicardia Ventricular (TV)
Algumas terminações nervosas do corpo, ou patologias tóxicas do coração, podem
estimular o ritmo cardíaco a acelerar, passando do limiar de 100bpm. A esse efeito é dado o
nome de “taquicardia”, termo esse que significa “frequência cardíaca rápida”. O
26
eletrocardiograma, registrado em paciente com taquicardia, é mostrado na figura 13. Esse
eletrocardiograma é normal, exceto que a frequência cardíaca determinada pelos intervalos de
tempo entre os complexos QRS é de cerca de 150 batimentos por minuto. (GUYTON; HALL,
2011)
Figura 14 - Eletrocardiograma de paciente com taquicardia a 150 BPM.
Fonte: GUYTON; HALL, 2011.
Vários fatores podem influenciar um aumento do ritmo cardíaco. Por exemplo, a
frequência cardíaca aumenta em 18bpm para cada grau Celsius de elevação da temperatura
corporal. Quando o paciente perde muito sangue e entra em estado de choque, uma estimulação
reflexa no coração pode aumentar o ritmo cardíaco para 150 a 180 batimentos por minuto.
(GUYTON; HALL, 2011)
As taquicardias em geral não representam muito risco à vida, e são mais facilmente
tratadas com fármacos. No caso específico da taquicardia ventricular (TV), cujo ECG é
representado na Figura 15, a patologia é grave. A TV só acontece quando o paciente possui uma
lesão nos ventrículos, ou uma reação a fármacos, ocorrendo uma aceleração nos estímulos dos
ventrículos. Em virtude da estimulação rápida do músculo ventricular, a TV pode desencadear
uma fibrilação ventricular, agravando muito o quadro do paciente. (GUYTON; HALL, 2011)
Figura 15 - Eletrocardiograma de paciente com Taquicardia Ventricular (TV).
Fonte: GUYTON; HALL, 2011.
27
2.3.5 Tratamento FA e TV por cardioversão elétrica
Desde o início da década de 1960, a cardioversão elétrica tornou-se um procedimento
de rotina utilizado no cuidado de pacientes com algumas arritmias específicas. Tal
procedimento consiste em aplicar uma breve descarga elétrica através do coração para
despolarizar, de forma sincronizada, todo o miocárdio. Essa sincronização é feita por meio do
registro contínuo do traçado eletrocardiográfico no monitor, de forma que o choque seja
descarregado em um ponto seguro do ciclo cardíaco, evitando a vulnerabilidade do risco de
realimentação dos estímulos desordenados. (PISANI; HIRONAKA; ROSA, 2009)
Assim a cardioversão elétrica é capaz de interromper circuitos de reentrada responsáveis
pela perpetuação de alguns tipos de arritmias, sendo que as principais são taquicardia
ventricular (TV) e fibrilação atrial (FA). (PISANI; HIRONAKA; ROSA, 2009)
2.4 DESFIBRILADORES
Os desfibriladores são dispositivos médico-assistenciais utilizados no tratamento de
arritmias. As normas que regulamentam os requisitos de segurança dos desfibriladores e
cardioversores são a NBR IEC 60601-2-4:2005, a ANSI/AAMI DF80:2003 e a ANSI/AAMI
DF2:1996.
A Figura 16 demonstra um desfibrilador comercial moderno bastante conceituado,
composto de funções auxiliares de cardioversão, módulo de oximetria e medidor de pressão
arterial. Já a Figura 17 demonstra um desfibrilador antigo de tecnologia brasileira, cujo o
modelo não é mais fabricado, e para que continue em operação se exije realizar manutenções
preventivas e testes periódicos.
Figura 16 – Desfibrilador/Cardioversor Mindray Beneheart D6.
Fonte: Adaptado de Mindray, disponível em: <mindray.com/pt/product/BeneHeart_D6.html>.
28
Figura 17 – Desfibrilador TEB D10.
Fonte: TEB. Fotografia do próprio autor.
2.4.1 História do desfibrilador
Em torno dos anos 1900, engenheiros eletricistas da Universidade Johns Hopkins, em
Maryland utilizavam choques elétricos em corrente alternada para sacrificar cães de rua, e
efetuando vários experimentos verificaram que um segundo choque trazia a vida de volta ao
cão. (PEREIRA, 2015)
Claude Beck, um cirurgião cardíaco americano começou um estudo com animais,
efetuando choques elétricos com o peito aberto diretamente no coração. Em 1947, estava
ocorrendo uma cirurgia cardíaca em um garoto de 14 anos de idade, quando o coração do
mesmo parou. Claude Beck imediatamente buscou seu equipamento de laboratório, e utilizando
duas colheres com cabo de madeira como pás (Figura 18), Beck aplicou o choque com corrente
alternada em seu paciente, e o coração do garoto voltou a bater normalmente. (PEREIRA, 2015)
29
Figura 18 – Desfibrilador de Beck
Fonte: (PEREIRA, 2015)
Em 1956, Paul Zoll, um cardiologista americano criou uma teoria para uma desfibrilação
externa, sem a necessidade de abrir o peito do paciente e aplicar o choque diretamente no
coração. Inicialmente Zoll disse que um choque elétrico acima de 750 volts diretamente no
peito de uma pessoa são suficientes para desfibrilar o coração. Com os estudos de Paul Zoll, foi
possível a criação do DEA (Desfibrilador Externo Automático). (PEREIRA, 2015)
2.4.2 Características do Desfibrilador Externo
Figura 19 – Desfibrilador Externo Manual
Fonte: (Manual de operação do desfibrilador Instramed CardioMax)
30
O desfibrilador externo consiste em um dispositivo médico que possui duas pás (Ápice
e Esterno) com eletrodos de contato, conectadas por um cabo. O modelo manual (Figura 19)
pode ser encontrado em hospitais e unidades da área da saúde, geralmente permanecendo em
um carro de emergência, conforme mostrado na Figura 21, junto com fármacos e produtos para
possíveis emergências. Seu uso é restrito apenas para profissionais treinados. Já o modelo
automático (Figura 20) é utilizado em ambientes com elevada circulação de pessoas, como
shoppings e aeroporto, e ao ser ligado, ele repassa as instruções de uso para o usuário leigo, e
analisa automaticamente se há a necessidade ou não de aplicar uma descarga elétrica no
paciente.
Figura 20 – Desfibrilador Externo Automático
Fonte: (Manual de operação do desfibrilador Cmos Drake Life 400 Futura)
Figura 21 – Carrinho de emergência em setor de hemodiálise.
Fonte: HP. Fotografia do próprio autor.
31
Embora carregue o nome de desfibrilador externo, é utilizado também para
desfibrilações internas em caso de parada cardíaca durante operações cirúrgicas, onde o contato
com o órgão é realizado por pás côncavas. Já para as desfibrilações externas é utilizado o
modelo de pás torácicas. Segue abaixo na Figura 22 fotografias das pás de desfibrilação.
Figura 22 – Pás torácicas e côncavas.
Fonte: Instramed. Fotografia do próprio autor.
2.4.3 Características do Cardioversor
O desfibrilador pode ser chamado de cardioversor, quando possui integrado um módulo
de cardioversão. Nesse modo de funcionamento, o desfibrilador monitora o eletrocardiograma
do paciente através das pás de contato, ou de eletrodos fixados sobre o corpo do paciente. Nesse
monitoramento, a descarga de choque elétrico ocorre sincronizado com o pico R do complexo
de ondas QRS do eletrocardiograma. Segue abaixo na Figura 23, um exemplo de cardioversor
comercial.
32
Figura 23 – Cardioversor HeartStart XL da Phillips.
Fonte: Philips. Fotografia do próprio autor.
A descarga via cardioversão elétrica é ativada pelo botão de sincronismo (Figura 24). Esse
módulo faz com que a descarga elétrica demore alguns segundos, pois é necessário esperar que
o dispositivo consiga se sincronizar com o ritmo cardíaco do paciente.
Figura 24 - Módulo de Cardioversão.
Fonte: “Ondas do eletrocardiograma”, 2017. Disponível em: <http://pt.my-ekg.com/generalidades-ecg/ondas-eletrocardiograma.html> Fonte: Adaptado de LEE, “Cardioversão / Desfibrilação elétrica” disponível em: https://experienciasdeumtecnicodeenfermagem.wordpress.com/cardioversaodesfibrilacao-eletrica/
33
2.4.4 Mecanismo de fibrilação
O uso correto do desfibrilador propõe que a corrente elétrica entregue ao músculo
cardíaco seja somente o necessário para a sua despolarização. Um pico de corrente excessivo
pode danificar o órgão causando mais complicações. (GUYTON, 2002).
A energia é entregue pelas pás através de eletrodos pressionados sobre o tórax do
paciente (Figura 25).
Figura 25 - Posição padrão dos eletrodos para transmissão torácica efetiva.
Fonte: FORNAZIER et al, 2011.
A impedância transtorácica, medida entre os dois pontos de desfibrilação (Ápice e
Esterno), em um homem adulto pode variar de 27 a 170 Ohms, sendo influenciada diretamente
pelo diâmetro e posição das pás, gel ou solução para contato, idade do paciente, peso e
resistência da pele. (CONNEL, 2006)
Por se tratar de um dispositivo médico, o desfibrilador ou cardioversor possui uma
topologia padrão de funcionamento, ilustrado na Figura 26. Onde a energia é carregada por uma
fonte de alimentação e armazenada, assim quando o controle manual for acionado, ela é
entregue ao paciente pelos eletrodos. Caso possua sincronizador, a energia só é entregue ao
paciente quando o monitor de ECG se sincronizar com o paciente.
34
Figura 26 – Topologia do desfibrilador ou cardioversor.
Fonte: Adaptado de BRONZINO, 1995.
Os desfibriladores podem realizar descargas elétricas de sinal monofásico, bifásico ou
trifásico – esta última ainda é alvo de pesquisas, portanto ficará de fora da nossa análise –. Os
dispositivos monofásicos (Figura 27) consistem em simplesmente descarregar um capacitor no
paciente. Já na tecnologia bifásica (Figura 28), o sentido da corrente é invertido no meio da
descarga, corrigindo a energia fornecida ao paciente. Assim, os desfibriladores bifásicos são
capazes de compensar os desvios e perdas devido às variações de impedâncias, tornando a
desfibrilação cardíaca mais precisa e eficaz.
Figura 27 - Desfibrilação monofásica.
Fonte: PAULINA, 2012.
35
Figura 28 - Desfibrilação bifásica.
Fonte: PAULINA, 2012.
2.4.5 Circuito desfibrilador monofásico
O circuito básico dos desfibriladores monofásicos (Figura 29) é composto por um
autotransformador, que controla o potencial, e um transformador elevador, para o controle da
potência. Um retificador alimenta o capacitor, que armazena a energia. O indutor em série limita
o fluxo de corrente elétrica ao paciente.
Figura 29 - Circuito básico dos desfibriladores monofásicos.
Fonte: Adaptado de WEBSTER, 1998.
A energia entregue pelo capacitor (Equação 1) não é necessariamente igual à energia
carregada pelo mesmo. As perdas no circuito de descarga (Equação 2) e eletrodos fazem com
que a quantidade de energia fornecida ao paciente seja menor do que foi carregado inicialmente.
(WEBSTER, 2010)
36
(Equação 1)
(Equação 2)
Onde: Ef = Energia fornecida ao paciente (Joules), Ea = Energia armazenada (Joules), Rp = Resistência torácica (Ohms), Rd = Resistência desfibrilador, Vp = tensão fornecida ao paciente (Volts), C = capacitância (Farads).
Os desfibriladores monofásicos injetam a corrente elétrica somente em um sentido, em
um pequeno período de tempo, observado em milissegundos (ms). Existem dois padrões de
onda monofásica, a onda senoidal criticamente amortecida (MDS), e a onda exponencial
truncada (MTE).
A onda senoidal críticamente amortecida, como ilustrado na Figura 30, consiste no
descarregamento do capacitor diretamente no paciente. A descarga leva cerca de , e a
corrente elétrica varia de acordo com faixa de energia selecionada.
Figura 30 - Onda monofásica senoidal criticamente amortecida (MDS – Monophasic Damped Sinusoidal).
Fonte: Adaptado de DEAKIN et al; 2010.
Na onda exponencial truncada (Figura 31), o tempo da desfibrilação é maior, alcançando
cerca de . As perdas por queda de tensão são diminuidas pois a corrente da descarga é
menor, e o fluxo de corrente é controlado, sendo interrompido antes de chegar a zero.
37
Figura 31 - Onda monofásica exponencial truncada (MTE – Monophasic Truncated Exponential).
Fonte: Adaptado de CARRANZA, 2014.
2.4.6 Circuito do desfibrilador bifásico
Desfibriladores monofásicos não são mais fabricados, embora permanecerão sendo
usados por vários anos. No seu lugar estão sendo construídos desfibriladores com a tecnologia
bifásica, que consiste em inverter o sentido do fluxo de energia durante a desfibrilação,
equilibrando a quantidade de energia entregue. Essa tecnologia permite compensar as variações
de impedância entre pacientes, através de controle da energia entregue. (DEAKIN et al, 2010)
O princípio de funcionamento do desfibrilador bifásico (Figura 32) é semelhante ao
monofásico. Pode ser verificado que o circuito de desfibrilação contém agora dois capacitores
em antiparalelo que são controlados de forma independente.
Figura 32 - Circuito básico desfibrilador bifásico.
Fonte: Adaptado de FLUKE, 2012.
38
O ajuste da variação da impedância a partir do controle do tempo de inversão é calculado
pelo circuito de comando das chaves T1 e T2. A impedância (Z) depende diretamente das
reatâncias capacitivas (XC) e indutivas (XL) do circuito, sendo estas relativas às variações de
frequência (F). Segue abaixo as Equações 3, 4 e 5.
(Equação 3)
XL (Equação 4)
XC (Equação 5)
Onde: XL = Reatância indutiva (Ohms), XC = Reatância capacitiva (Ohms), Z = Impedância elétrica (Ohms). , F = Frequência (Hertz), L = Indutância (Henrys), Rt = Resistência total elétrica (Ohms)
Os desfibriladores bifásicos possuem três tipos diferentes de ondas. As duas principais
são a onda exponencial truncada e a onda retilínea. A terceira é a onda bifásica pulsada, que é
uma tecnologia bifásica mais nova no mercado, porém possui características relevantes ao
projeto.
A onda exponencial truncada bifásica, observada na Figura 33.a, é semelhante à onda
exponencial truncada monofásica. A sua diferença está na inversão do sentido de fluxo de
energia durante a descarga elétrica, o que melhor a eficiência e a qualidade da energia da
descarga elétrica aplicada ao paciente.
Figura 33 - Tipos de ondas bifásicas. A – Exponencial Truncada (BTE). B – Retilínea (RLB).
Fonte: Adaptado de DEAKIN et al; 2010.
39
Já a onda retilínea bifásica, observada na Figura 33.b, tem um controle mais
desenvolvido. Pode se verificar que ocorre um chaveamento inerente ao primeiro segmento da
descarga, realizando um controle melhor da quantidade de energia aplicada, por meio do
controle da amplitude da descarga. Nessa topologia de descarga as frequências transitórias
observadas chegam a 1 kHz.
A onda bifásica pulsada, conforme a Figura 34, é uma tecnologia nova e que possui uma
característica peculiar. Nesse modelo, o fluxo de energia é controlado através do chaveamento
múltiplo da descarga, com frequências transitórias que chegam a até 4 kHz. Essa característica
é muito importante para o projeto, pois afeta diretamente na taxa de amostragem mínima para
que o sinal possa ser medido corretamente.
Figura 34 - Onda bifásica pulsada.
Fonte: Adaptado de SCHMIDT et al, 2017.
2.5 NORMAS TÉCNICAS
As especificações mínimas de um analisador de cardioversores e desfibriladores,
compreendidas pela NBR IEC 60601-2-4:2005 e ANSI/AAMI DF80:2003, assim como a
ANSI/AAMI DF2:1996.; determina que os seguintes requisitos, relacionados com o analisador
que será desenvolvido:
- O analisador deverá estar apto a realizar ensaios nas temperaturas de 0 a 40 °C, a
umidades relativas entre 30 e 95% sem condensação. (NBR IEC 60601-2-4:2005)
- A incerteza máxima aceitável para a energia aplicada pelo desfibrilador é igual a ±15%
ou ±3,0 J – o maior entre ambos. (NBR IEC 60601-2-4:2005)
40
- Aos desfibriladores, limita-se a corrente de pico de 66 A para descarga senoidal
amortecida com uma energia selecionada igual a 360 J, quando realizada sobre uma resistência
de 50 Ω. Um analisador que atenda esses requisitos deverá suportar correntes de pico de 99 A.
(ANSI/AAMI DF80:2003)
- De acordo com a NBR IEC 60601-2-4:2005, a máxima descarga aceitável por um
desfibrilador é 15% da descarga máxima de 360 J. O tempo de carregamento em carga máxima,
quando ligado na rede elétrica, não pode ultrapassar 15s.
- O analisador deverá medir sincronismo do cardioversor em um tempo de até 120ms,
sendo que o limite de atraso máximo do sincronizador é de 60ms em relação ao sinal de
eletrocardiograma. (NBR IEC 60601-2-4:2005)
- Tensão de pico máxima = 5000 V (resistência de carga = 175 Ω). Este valor já
apresenta uma margem de segurança para resistências de carga inferiores a 175 Ω. (NBR IEC
60601-2-4:2005)
- Tensão mínima de pico para que o analisador detecte a descarga deve ser 100 V. (NBR
IEC 60601-2-4:2005)
- O sinal de ECG utilizado para o sincronismo deve ter amplitude de 1 m Vpp (Volt de
pico à pico) e frequência de 60 a 150 BPM. O analisador deverá atender a esses requisitos.
(ANSI/AAMI DF2; 1996)
- Para desfibrilador alimentados por bateria, o teste é realizado a depreciando por 15
descargas de máxima energia, as normas NBR IEC 60601-2-4 e ANSI/AAMI DF80
estabelecem um tempo máximo de até 50 s para o carregamento, considerando que neste
intervalo já estão inclusos os intervalos de tempo relativos ao auto teste, análise do ECG e carga.
(MORARES; OLIVEIRA, 2012)
2.6 FUNDAMENTOS DO PROCESSAMENTO DE SINAIS
Esse tópico aborda alguns dos principais conceitos básicos de processamento de sinais,
sendo eles o teorema da amostragem, o conversor de sinal analógico para digital (A/D), a
energia contida nos sinais e a integração numérica.
41
2.6.1 Teorema da amostragem
O teorema da amostragem ou teorema de Nyquist (Equação 6), diz que um sinal
analógico de frequência Fa só pode ser recuperado sem perdas, se for amostrado a uma
frequência Fs equivalente a pelo menos duas vezes Fa, sendo essa a frequência mínima de
amostragem. (LATHI, 2007)
(Equação 6) Onde, Fs = Frequência de amostragem, Fa = Frequência analógica.
2.6.2 Conversão A/D
A conversão de um sinal analógico para um sinal digital consiste em transformar o nível
de tensão do sinal em um valor digital, dentro de uma escala. Essa escala é a resolução do
conversor A/D, e é medida em bits múltiplos de dois.
Figura 35 - Quantização linear.
Fonte: Adaptado de BEHAINE, 2017
O erro máximo de quantização pertinente ao conversor A/D, mostrado graficamente na
Figura 35, é dado pela Equação 7.
(Equação 7)
Onde, = Erro de quantização, Vmax = Tensão máxima do conversor, Vmin = Tensão mínima do conversor, = Resolução do conversor.
42
2.6.3 Energia
O pulso de desfibrilação é rápido, durando cerca de alguns milissegundos, onde a tensão
e a corrente chegam a níveis elevados para fornecer a energia à desfibrilação. A energia é
medida em Joules, que é equivalente a 1 Watt durante 1 segundo.
A potência P(t) dissipada no resistor, devido à descarga elétrica V(t), normalizada por
Ω de resistência é dada pelas Equações 9 e 10.
(Equação 9)
[ ] (Equação 10)
A energia total E contida num sinal contínuo V(t), normalizada por Ω de resistência é
dada pela Equação 11:
[ ] (Equação 11)
Assim como a energia EX de um sinal discreto amostrado n vezes, é dada pela Equação
12.
(Equação 12)
O sinal da descarga elétrica do desfibrilador é contínuo, e ao passar pelo conversor
analógico-digital, se transforma em amostras de tensão que são processadas para calcular a
energia contida na desfibrilação. Esse cálculo é feito através da integração numérica.
2.6.4 Integração numérica
A integração numérica é uma forma de se obter uma aproximação para a integral de uma
função dentro de um intervalo definido. Através de métodos numéricos é realizado uma
substituição da função por um polinômio que se aproxime razoavelmente no mesmo intervalo.
Assim, o problema fica resolvido pela integração de polinômios – o que é trivial de se fazer. As
43
duas principais formas de integração numérica são a regra dos trapézios e a regra de Simpson.
(BILOTI, 2017)
A ideia do método dos trapézios é aproximar a função F(x) em um polinômio de primeira
ordem (reta). A aproximação permite resolver aproximadamente a integral simplesmente
calculando a área de um trapézio (Figura 36).
Figura 36 - Regra dos trapézios.
Fonte: BILOTI, 2017.
O método de Simpson (Figura 37) consiste em aproximar a função F(x) a um polinômio
de segundo grau, dessa forma são atenuados os erros da aproximação. O ponto negativo é que
esse polinômio é ligeiramente mais complexo de ser implementado em firmware.
Figura 37 - Regra de Simpson.
Fonte: BILOTI, 2017.
Na prática, se for aumentado o número de amostras do sinal, a precisão também é
aumentada. Portanto é possível que, com uma alta taxa de amostragem no conversor A/D, se
obtenha um resultado muito bom utilizando a regra dos trapézios.
44
3 DESENVOLVIMENTO DO PROJETO
Neste capítulo, todos os aspectos construtivos, funcionais e lógicos do protótipo
desenvolvido são apresentados, subdivididos em hardware e firmware. Dentro do hardware é
mostrada a especificação dos componentes que foram utilizados, assim como os cálculos e os
esquemáticos. Na parte do firmware, é mostrada a lógica de programação e os meios utilizados.
3.1 HARDWARE
O hardware compreende toda a parte física do protótipo. O diagrama da Figura 38 faz uma
abordagem inicial do funcionamento do analisador.
Figura 38 - Diagrama de hardware.
Fonte: Próprio autor
45
Em resumo, o protótipo é alimentado por um banco de baterias microcontrolado. O
processamento é realizado por um microcontrolador de tecnologia ARM Cortex M4, e a
interface com o usuário é realizada pela tela de toque. O hardware é composto por três placas,
a primeira é responsável pela atenuação da descarga do desfibrilador, a segunda realiza a
instrumentação do sinal de choque elétrico, e a terceira gera o sinal de eletrocardiograma.
3.1.1 Eletrodos de recepção
Os eletrodos que recebem a descarga elétrica são muito importantes, pois fazem o
acoplamento do desfibrilador com o protótipo. Como os desfibriladores chegam a tensões
elevadas, na ordem de milhares de volts, é necessário que os eletrodos sejam compostos de ligas
resistentes ao arco elétrico.
Para este acoplamento foram utilizados eletrodos reaproveitados de desfibriladores
obsoletos, que foram fornecidos pelo hospital para o desenvolvimento do protótipo. Esses
eletrodos possuem todas as características físicas necessárias pois foram projetados para o
mesmo fim. Segue abaixo na Figura 39 a fotografia dos eletrodos utilizados.
Figura 39 - Eletrodos de contato.
Fonte: Instramed. Fotografia do próprio autor.
46
Figura 40 - Eletrodos de contato para pás côncavas.
Fonte: Fluke. Fotografia do próprio autor.
Foram utilizados também eletrodos de tamanhos menores, para teste de desfibrilador
com pás côncavas de desfibrilação interna. Conforme mostrado na Figura 40.
3.1.2 Resistor de carga
De acordo com o que foi apontado no tópico de normas, o analisador deve suportar
energia de pico referente a 15% do valor máximo (360 J). Quando se seleciona a carga máxima,
o tempo de carregamento dos desfibriladores leva em média 5 segundos. Por segurança foi
considerado um tempo de 3 segundos. Segue na Equação 13 o cálculo da potência média
dissipada.
(Equação 13)
Onde,
Esse valor consiste no limite de funcionamento do componente. Se deve levar em
consideração que o efeito da dissipação de energia faz com que o resistor aqueça muito durante
os picos, e ao aumentar a sua temperatura, sua resistência pode variar, assim como suas
características físicas, uma vez que o resistor não é fabricado para trabalhar em picos a todo
instante. A variação da resistência não é algo esperado, já que o resistor de potência é
responsável por receber o sinal da descarga e essa variação ocasiona desvios de medida.
47
Como o desfibrilador entrega uma enorme energia em um curto período de tempo, na
ordem de alguns milissegundos, os efeitos indutivos causam grandes perdas. Sendo assim, é
aconselhável que a carga possua o mínimo de indutância ossível.
O resistor utilizado é o NHS200-50F (Figura 41), da marca ARCOL. Este modelo é
fabricado por fio enrolado em forma de serpentina, possuindo uma baixa indutância – medido
16 –, e consiste na potência de 200 Watts por 50 Ω. Esse resistor trabalha em picos de
7070V, e possui encapsulamento em dissipador de alumínio.
Figura 41 - Resistor não indutivo NHS200-50F
Fonte: Arcol. Fotografia do próprio autor.
3.1.3 Placa de Atenuação
A placa de atenuação possui duas funcões: diminuir o potencial de choque do
desfibrilador e diminuir a tensão do sinal de ECG gerado. Segue abaixo na Figura 42 o circuito
projetado.
48
Figura 42 - Placa de atenuação.
Fonte: Próprio autor
A atenuação do sinal do desfibrilador – que pode chegar a 5000 Volts – é realizada por
um divisor resistivo em paralelo ao resistor de carga R0 de 50 Ω. Esse divisor reduz o potencial
para uma escala que o microcontrolador consegue processar.
Por segurança, foi adotado como valor máximo de tensão 5500 Volts. Assim, o valor de
tensão dividido para cada um dos dez resistores (R2, R3, R4, R5, R9, R10, R11, R12, R13 e R19)
da série é de 550V. Para resistores de 3 Watts, a menor resistência é dada pela Equação 14.
(Equação 14)
Para diminuir as perdas de precisão da amostra de tensão, deve-se trabalhar com uma
folga, evitando o aquecimento e a fadiga dos resistores. Foi escolhido resistores de 150 KΩ /
3W, onde a potência instantânea dissipada sobre eles é de 2,02 Watts (Equação 15).
(Equação 15)
Para melhorar a segurança do dispositivo que opera com tensões altas foi adicionado
um varistor de 1000V entre R5 e R9, e entre R18 e R20 no atenuador do eletrocardiograma.
Assim, caso aconteça uma falha, o varistor irá entrar em curto protegendo o circuito eletrônico
de tensões elevadas.
O resistor R6 é muito importante, pois é sobre ele que é dividido a tensão de amostra. A
faixa de tensão do AD é 0 a 3,3 Volts. Para medir tensão negativa e positiva se divide a amplitude
para 1,65 Volts. Para trabalhar com uma folga e evitar saturar o AD, foi adotado amplitude
máxima de 1,5 V.
49
Além disso o circuito eletrônico já possui um amplificador de isolação com ganho
predefinido 8, portanto o sinal atenuado pelo divisor de tensão precisa ser oito vezes menor.
Assim, R6 é determinado pela Equação 16.
; R6=51,14 (Equação 16)
(Equação 17)
Na escala comercial, foi escolhido o resistor de 51 / ¼ Watt / 1%. Assim, a potência
está em concordância com o que foi calculado pela Equação 17.
O sinal de ECG gerado pelo microcontrolador é responsável por simular o coração o
paciente, afim de medir o tempo de sincronismo dos cardioversores. Após passar pelo conversor
DA e pelos filtros, o eletrocardiograma possui amplitude de 3V, e esse sinal deve ser atenuado
para a escala de 1 para não saturar a leitura do monitor do cardioversor. Segue na Equação
18 o cálculo dos resistores do divisor de ECG (R14, R15, R16, R17, R18, R20, R21, R22, R23
e R24).
; RDIV=15 k (Equação 18)
(Equação 19)
Se a tensão dissipada sobre o resistor fosse contínua, seria necessário utilizar resistores
de 20 Watts, conforme calculado pela Equação 19. Porém como a descarga do desfibrilador
leva apenas milésimos de segundos e não há necessidade de gerar ECG durante o choque, são
adotados então resistores de 15 k / 5 Watts.
Já para R1, é adotado um valor pelo menos cem vezes menor do que o divisor resistivo,
conforme a Equação 20, para que não influencie na atenuação.
; ; Adotado R1=490 (Equação 20)
490 / ¼ W (Equação 21)
A potência adotada foi de ¼ W, estando em concordância com a potência calculada pela
Equação 21.
50
3.1.4 Amostragem do sinal
A partir das curvas dos diferentes tipos de onda estudados nos tópicos anteriores, se
verificam frequências transitórias de até 4 kHz, sendo assim a frequência mínima de
amostragem (Equação 22) é de 8 kHz.
(Equação 22) Onde: Fs = Frequência de amostragem, Fa = Frequência analógica.
Nas normas técnicas vistas anteriormente, o analisador deve possuir uma incerteza
máxima de ±5%. O conversor AD representa apenas uma parcela das perdas, portanto a sua
resolução não pode impactar muito nesse grau de incerteza. A resolução mínima aceitável para
um conversor AD com níveis de 0 a 3,3 Volts é de 8 bits (Equação 24), com um erro de
quantização máximo de 1,29%. Conversores AD de 6 bits (Equação 23) ou menos estão
descartados, uma vez que o erro de quantização excede a incerteza máxima prevista nas normas.
. (Equação 23)
(Eq. 16) (Equação 24)
(Eq. 17) (Equação 25)
Onde,
O microcontrolador utilizado possui um conversor AD de 12 bits na escala de 0 a 3,3
Volts, e o clock de amostragem definido foi de 20 kHz. O erro de quantização, dado pela
Equação 25, é muito baixo e praticamente não influencia no projeto.
3.1.5 Placa de Processamento
A placa de processamento do sinal gerado pela descarga elétrica é composta por três
módulos principais: a fonte de alimentação isolada, o circuito de tensão para referência e o
processamento. Esses três módulos são alimentados por um banco de baterias microcontrolado,
como segue abaixo na Figura 43.
51
Figura 43 - Circuito de alimentação.
Fonte: Próprio autor
O primeiro componente (D2) é um diodo polarizado inversamente garantindo segurança
ao circuito caso a bateria seja ligada invertida. Em seguida foi colocado um filtro de três
capacitores. O primeiro (C13 eletrolítico alumínio) tem função de suavizar o desligamento do
circuito, pois quando for aberto a chave de alimentação este supre energia que decai
gradualmente enquanto o circuito é desligado. O segundo (C14 tântalo smd) elimina ruídos de
oscilações - como o ruído de clock do microcontrolador. O terceiro (C15 cerâmico smd) é um
filtro de desacoplamento para frequências altas.
O próximo circuito, mostrado na Figura 44, é uma fonte isolada que é utilizada para
alimentar o circuito de acoplamento da entrada e isolar o sinal que entra na placa do resto do
circuito. Essa isolação é imprescindível durante os teste dos desfibriladores, tanto para a
proteção dos dispositivos eletrônicos, quanto a proteção do usuário que estiver utilizando o
analisador.
Figura 44 - Fonte isolada.
Fonte: Próprio autor
52
O circuito integrado CFUS0509 é um conversor DC-DC para isolação, com entrada de
5V e saída de 9V. Como o circuito interno do componente é composto por fontes chaveadas,
são colocados capacitores de tântalo smd para mitigar o ruído propagado pelo CI. Em sua saída
é ligado o CI LM1117-5V que é um regulador de tensão de 5V.
O conversor CFUS0509 foi escolhido pois já tenho conhecimento, o que facilitou a
implementação. Este CI não é mais fabricado, e foi obtido como reaproveitamento de
equipamentos médico-assistenciais danificados na unidade hospitalar em que trabalho.
Abaixo, na Figura 45, está o circuito de referência de tensão para 1,65V. Este circuito é
utilizado para realizar o offset do ponto zero do conversor AD que opera normalmente na faixa
de 0 a 3,3V. Esse offset é necessário, pois a descarga atenuada de desfibriladores bifásicos tem
polaridade ambígua de 1,5V. Assim, a referência do AD é elevada para 1,65V, que é o ponto
médio da amplitude do conversor.
Figura 45 - Referência de tensão 1,65V.
Fonte: Próprio autor
O circuito consiste no regulador de tensão (LM1117–3.3V) e um divisor de tensão
simétrico (R30 e R31). A tensão referenciada em 1,65V passa por um amplificador operacional
ligado na topologia de buffer e é entregue para ser utilizada no circuito. Como a tensão é
utilizada apenas para referência, a corrente proveniente do buffer é o necessário para o
funcionamento. Os capacitores C5, C7, C8 e C9 são componentes smd utilizados como filtro
de desacoplamento para o ruído. Já o capacitor C6 é recomendado pelo fabricante e ajuda na
estabilidade da saída do regulador.
O CI LM1117 foi escolhido por sua estabilidade, baixa queda de tensão e auto-
desligamento térmico que protege para que o componente não seja danificado em caso de falha.
Já o CI MCP6002 foi escolhido por ter slew rate alto, e pelo seu baixo consumo de energia.
53
O circuito de processamento do sinal, observado na Figura 46, é composto de três
segmentos: o amplificador de isolação, o acoplamento diferencial e o filtro. Após passar por
essas três fases, o sinal é entregue ao conversor AD do microcontrolador.
Figura 46 – Circuito de processamento.
Fonte: Próprio autor
O primeiro segmento é composto pelo amplificador de isolação HCPL7800. Este CI é
subdividido fisicamente em duas partes, e possui um optoacoplador interno que isola a entrada
da saída. Para que o isolamento seja efetivo, o CI possui duas alimentações: uma isolada para
a entrada, e a outra na saída que é comum a todo o circuito.
Este CI foi selecionado por possuir qualidade e precisão elevada, e foi obtido no hospital
como reaproveitamento de componentes dos aparelhos médico-assistenciais obsoletos. É um
CI muto utilizado em aparelhos médicos devido à sua isolação com certificado de segurança
mundial – suportando 3750Vrms / 1 min. Ele possui um ganho interno fixo predefinido de 8
vezes.
O segundo segmento é a topologia de amplificador diferencial com ganho unitário, que
faz o acoplamento do sinal diferencial do optoacoplador com o circuito. Também é realizado o
offset de 1,65V utilizando a tensão de referência.
O terceiro segmento é um filtro passa-baixas de segunda ordem, com frequência de corte
em 10 kHz. Este filtro foi baseado no compilado de topologias para aplicação em amplificadores
operacionais AN-31 da Texas Instruments. A frequência de 10 kHz foi escolhida por ser a
metade da frequência de amostragem do conversor AD.
54
3.1.6 Placa de Eletrocardiograma
Os coeficientes do eletrocardiograma foram gerados utilizando o software Matlab. O
microcontrolador realiza a amostragem desses coeficientes na taxa escolhida pelo usuário
dentro da faixa de 30 a 240 BPM. O sinal digital é gerado em 8 bits, correspondentes a 8 portas
de saída do microcontrolador. O primeiro passo da placa de eletrocardiograma é realizar a
conversão do sinal digital para analógico. Segue abaixo na Figura 47.
Figura 47 - Conversor DA topologia R-2R.
Fonte: Próprio autor
A topologia de conversor DA utilizado foi a escada de resistores R-2R com buffer, que
é um modelo de fácil implementação. Como o eletrocardiograma não precisa de muita precisão,
essa topologia se demonstrou suficiente. Os resistores foram adotados como 1k1 e 2k2, valores
cuja impedância não é tão alta a ponto de gerar problemas de ruído, e nem tão baixa a ponto de
sobrecarregar as portas do microcontrolador – que suporta correntes de 2mA até 8mA. Segue
na Equação 26 o cálculo de corrente da porta PE1 do microcontrolador, que é a que possui
menor impedância na escada de resistores.
(Eq. 26)
O próximo passo foi realizar a instrumentação do sinal, pra que possa ser disposto sobre
a carga. Segue na Figura 48.
55
Figura 48 - Instrumentação do sinal de ECG.
Fonte: Próprio autor
O sinal de ECG analógico passa por um filtro passa-baixas de primeira ordem, com
frequência de corte próxima de 60 Hz. Esse filtro tira as componentes de altas frequências
indesejadas, a partir do qual pode se observar um sinal limpo do eletrocardiograma. O sinal
também é atenuado 8 vezes para passar pelo amplificador de isolação HCPL7800, sendo após
entregue para o módulo de atenuação.
Para alimentar o amplificador de isolação do eletrocardiograma, foi montado uma
segunda fonte isolada, conforme Figura 49.
Figura 49 – Fonte isolada para instrumentação do ECG.
Fonte: Próprio autor
56
3.1.7 Microcontrolador
O microcontrolador, responsável pelo processamento dos dados e pelo controle da
interface com o usuário, precisa possuir pelo menos os seguintes requisitos:
- 1 Canal AD de 8 bits ou mais, com frequência de amostragem de pelo menos 8kHz.
- 1 Canal de comunicação com interface SPI.
- 8 Pinos de entrada/saída.
- 1 Temporizador de 8 bits ou mais.
Neste protótipo foi escolhido o uso do módulo EK-TM4C123GXL (Figura 50), que foi
estudado na grade curricular do curso. Esta placa de desenvolvimento é produzida pela Texas
Instruments, baseado na arquitetura ARM Cortex M4F. Este módulo possui clock de até 80
MHz, conversores AD com resolução de 12 bits, temporizadores de até 64 bits, 2 KB de memória
EEPROM, 256 KB de memória Flash, e dezenas de pinos de uso geral. Sua tensão de trabalho
é de 3,3 Volts, já possuindo um regulador interno com entrada de 5V.
Figura 50 - Plataforma de desenvolvimento Tiva C Series.
Fonte: Texas Instruments. Fotografia do próprio autor.
57
3.1.8 Módulo de interface
A interface com o usuário é realizada a partir de um display de um quarto de VGA (QVGA)
– padrão de gráficos de computadores introduzido pela IBM –, de 320 x 240 pixels. O módulo
utilizado é o BOOSTXL-K350QVG-S1 produzido pela Texas Instruments, conforme mostrado
na Figura 51.
Figura 51 - Módulo BOOSTXL-K350QVG-S1 acoplado ao microcontrolador TM4C123GXL
Fonte: Texas Instruments. Fotografia do próprio autor.
Este módulo é programado e controlado a partir de uma comunicação via interface SPI.
Ele também possui um painel resistivo de controle por toque (touch screen) de 4 fios, além de
possuir um modelo padrão de pinos compatíveis com as de placas de desenvolvimento
produzidas pelo mesmo fabricante.
3.1.9 Bateria
Afim de dimensionar o banco de baterias, o protótipo foi ligado a uma fonte de
alimentação em bancada, onde foi acompanhado o seu consumo de corrente em pleno
funcionamento. Segue abaixo na Figura 52 os valores registrados.
58
Figura 52 - Consumo de corrente elétrica do protótipo.
Fonte: Próprio autor
A média dos registros de consumo de corrente elétrica do protótipo foi cerca de 430mA,
sendo assim, estipulando um uso contínuo máximo de 15 horas e uma eficiência de 70%, foi
calculado a carga elétrica da bateria a partir da Equação 27.
(Equação 27)
Para este protótipo foi escolhido o uso de um banco de baterias microcontrolado, com saída
regulada de 5V e carga elétrica de 10.000 mAh. Esse modelo de baterias tem a vantagem da
facilidade de uso, pois possui um sistema de controle de carga integrado, e pode ser carregada
simplesmente conectando um carregador universal USB. Segue abaixo na Figura 53 o modelo
utilizado.
Figura 53 - Banco de baterias microcontrolado
Fonte: Pineng. Fotografia do próprio autor.
390
400
410
420
430
440
450
0 20 40 60 80 100
Corr
ente
(mA)
Tempo (minutos)
Consumo do protótipo
59
Figura 54 – Baterias de Íon-Lítio.
Fonte: Pineng. Fotografia do próprio autor.
3.1.10 Prototipagem
Alguns cuidados foram necessários na prototipagem das placas. Para a placa de
atenuação, mostrada na Figura 55, foi necessário corroer todo o cobre extra da placa, para
eliminar o risco de fuga de energia, pois a placa pode receber descargas de milhares de Volts.
Também foi feito uma elevação na placa com pés de apoio, e colado uma borracha na sua base,
além de utilizar pintura de verniz isolante com rigidez dielétrica de até 30kV/mm. Os cabos de
sinal que realizam a conexão com a placa de processamento foram projetados para passar pelo
centro da placa. Assim, devido à posição física, não há risco de alterações na medição pela
indução eletromagnética da descarga.
60
Figura 55 - Placa de atenuação..
Fonte: Próprio autor
A borracha utilizada para isolação dielétrica e térmica na base da placa foi cedida pela
empresa ELOMED para o desenvolvimento do protótipo, e é utilizada geralmente na isolação
dos transformadores de alta potência. Segue abaixo na Figura 56 a isolação realizada. Figura 56 – Isolação da placa de atenuação.
Fonte: Próprio autor
61
Para realizar o acoplamento do microcontrolador com o display foi utilizado um par de
placas com encaixe sob medida, que permite essa interligação via cabo flat. O projeto da placa
foi realizado pelo colega Tales S. Somensi.
Figura 57 – Placas de acoplamento via cabo flat.
Fonte: Próprio autor
Afim de diminuir o espaço físico do protótipo, foi realizado uma integração entre a placa
de processamento, a placa de eletrocardiograma, o microcontrolador e o display de interface
gráfica – conforme é mostrado na Figura 58.
Figura 58 – Placas integradas.
Fonte: Próprio autor
62
3.2 FIRMWARE
O firmware do projeto é responsável pelo processamento dos dados. Este deve ser capaz
de simular um sinal de eletrocardiograma humano, calcular a energia do sinal recebido pela
descarga do desfibrilador, medir o tempo de sincronismo e de carregamento, e realizar o
controle da interface gráfica.
A programação é feita em linguagem C, e parte do código de firmware é realizado com
funções do microcontrolador TM4C123GXL.
Conforme o diagrama da Figura 59, ao inicializar o protótipo o firmware executa
primeiro a configuração dos parâmetros iniciais. Na sequência é mostrado a tela de início na
interface gráfica e carregado um laço de auto calibração do AD, aguardando instrução do
usuário. Durante essa calibração automática são recolhidas leituras de ruído ambiente pelo
conversor AD e é calculado um coeficiente de autocorreção para o ruído presente no local em
que estão sendo realizados os testes. Isso permite que protótipo realize medições muito mais
precisas.
Figura 59 - Diagrama do firmware.
Fonte: Próprio autor.
O usuário tem um leque de opções, onde ele pode selecionar o módulo que ele deseja
executar, sende eles: medir energia, medir tempo de carga, medir tempo de sincronismo, gerar
o eletrocardiograma, e informações.
63
64
3.2.1 Display de Interface
O display é controlado via comunicação SPI. Os parâmetros da comunicação são
predefinidos nos algoritmos dos arquivos fornecidos pelo fabricante, e o controle é realizado a
partir das funções presentes nesses algoritmos.
A partir do momento que o usuário inicia o analisador, é carregado uma tela de seleção
com quatro opções: medir energia, medir sincronismo, configurar ECG e informações. Segue
abaixo as telas iniciais na Figura 60 e Figura 61.
Figura 60 - Tela Inicial.
Fonte: Próprio autor.
Figura 61 - Tela Seleção.
Fonte: Próprio autor.
A tela de medição de energia é atualizada automaticamente quando é detectada uma
descarga elétrica. É mostrado ao usuário as medições de energia, valores de tensão máxima e
mínima, e número de descargas já realizadas. Segue abaixo conforme a Figura 62 e Figura 63.
65
Figura 62 - Medir Energia.
Fonte: Próprio autor.
Figura 63 – Energia Medida.
Fonte: Próprio autor.
A tela de medir tempo de carregamento também é atualizada automaticamente quando
é detectado uma descarga elétrica. São mostradas as medições de tempo de carregamento em
tempo real, ao atingir 15 disparos seguidos o teste é encerrado e retorna para o usuário se o
dispositivo foi aprovado ou reprovado. Segue abaixo conforme mostrado na Figura 64, Figura 65
e Figura 66.
66
Figura 64 - Medir tempo de carga.
Fonte: Próprio autor.
Figura 65 - Tempo de carga aprovado.
Fonte: Próprio autor.
Figura 66 - Tempo de carga reprovado.
Fonte: Próprio autor.
67
A tela de configuração do eletrocardiograma possui uma barra de deslizar (slider) que
pode ser arrastado para o valor desejado na faixa de 30 BPM a 240 BPM. O valor padrão
configurado é de 60 BPM – taxa de batimento médio do coração humano. Foram adicionados
dois botões de +15 e -15 BPM para facilitar a escolha do usuário. Além disso, há um botão
animado para ativar ou desativar o eletrocardiograma. Segue abaixo conforme mostra a Figura
67, Figura 68 e Figura 69.
Figura 67 - Configurar ECG (mínimo 30 BPM).
Fonte: Próprio autor.
Figura 68 - Configurar ECG (Padrão 60 BPM).
Fonte: Próprio autor.
68
Figura 69 - Configurar ECG (Máximo 240 BPM).
Fonte: Próprio autor.
Para medir o tempo de sincronismo é necessário que o gerador de eletrocardiograma
esteja ativado. Caso o usuário não tenha configurado o ECG ainda, ele pode ligar a partir de um
botão na tela, carregando o valor padrão do eletrocardiograma em 60 BPM.
Na função de sincronismo a tela é atualizada até três vezes ao receber uma descarga,
mostrando o tempo medido do sincronismo do pico do eletrocardiograma com o choque. Após
realizar três descargas a função é encerrada, retornando ao usuário se o teste foi aprovado ou
reprovado. Segue abaixo conforme a Figura 70, Figura 71 e Figura 72. Na Figura 73 pode ser
observado a tela de guia do usuário, que é acessado pelo usuário ao selecionar informações.
Figura 70 - Medir tempo de sincronismo.
Fonte: Próprio autor.
69
Figura 71 - Medir tempo de sincronismo (aprovado).
Fonte: Próprio autor.
Figura 72 - Medir tempo de sincronismo (reprovado)
Fonte: Próprio autor.
Figura 73 – Informações.
Fonte: Próprio autor.
70
3.2.2 Processamento do firmware
O processamento dos dados no firmware é baseado em um temporizador periódico, que
aciona uma interrupção no microcontrolador à taxa de 20 kHz, isto é, a cada 50 μs. A primeira
e principal função dentro dessa interrupção é realizar a leitura do conversor AD. A segunda
prioridade é realizar a amostragem do eletrocardiograma, caso o usuário tenha ativado esse
módulo. No diagrama da Figura 74 é demonstrado a lógica de funcionamento do firmware.
Figura 74 - Diagrama de interupção do timer.
Fonte: Próprio autor.
Após verificar se o choque foi recebido e amostrar o eletrocardiograma, a interrupção
do temporizador executa a função selecionada pelo usuário na tela de seleção, realizando seus
respectivos cálculos e comparações.
3.2.2.1 Função de Energia
Como foi mostrado no capítulo do hardware, o sinal da descarga elétrica gerado pelo
desfibrilador é processado e entregue ao microcontrolador saindo de uma escala de 5000V para
1,5V de amplitude, e o ponto médio do AD está no offset de 1,65V. Isso implica que uma leitura
de 0,15V representa uma tensão de descarga de -5500V no desfibrilador, e uma leitura de 3,15V
representa uma tensão de descarga de +5500V.
A partir dessa escala de referência, quando a função de medir energia está ativada é
realizado o cálculo da energia contida no sinal, em Joules (Watts por segundo). Esse cálculo é
71
feito a partir da integração numérica dos pontos medidos, conforme segue nas equações 28 e
29.
Para o sinal no tempo, (Equação 28)
Para um sinal discreto, (Equação 98)
Onde n é o número de amostras, E= Energia, V= Tensão elétrica, t = tempo.
A energia E(i) para uma taxa de amostragem de 20 kHz e carga de 50 é mostrada
abaixo na equação 30.
(Equação 30)
3.2.2.2 Função de ECG
Através do software Matlab, foi gerado um vetor contendo o eletrocardiograma dividido
em 64 pontos digitais, que correspondem a 1 BPM. O microcontrolador realiza a amostragem
dos pontos desse vetor a uma taxa informada pelo usuário através a interface gráfica. A taxa de
amostragem para cada 1 BPM é dado pela Equação 31.
. (Equação 31)
(Equação 32)
(Equação 33)
Onde N= número de amostras, t= tempo de amostragem
A taxa de amostragem para qualquer frequência cardíaca inserida pelo usuário é
calculada a partir da equação 32.
Conforme verificado na equação 33, a taxa mínima necessária para amostragem da
escala de 30 a 240 BPM do eletrocardiograma é de 15,36 kHz. Assim, a taxa do temporizador
(20 kHz) é o suficiente para realizar a amostragem.
72
3.2.2.3 Funções de Tempo de Carga e Sincronismo
Afim de realizar medições de tempo de carregamento e sincronismo, foram inseridos
três registradores no firmware. O primeiro (RG1) guarda o último instante em que o
eletrocardiograma alcançou o pico do complexo QRS (valor amostrado = 0xFF). O segundo
(RG2) guarda o instante do último choque disparado. O terceiro (RG3) guarda o instante do
penúltimo choque disparado.
Para a taxa de ativação do temporizador de 20 kHz, que equivale ao tempo de 50μs, é
realizado o cálculo do tempo de sincronismo e do tempo de carregamento, de acordo com as
equações 34 e 35, respectivamente.
(RG2 RG1 ; (Equação 34)
(RG2 RG3 ; (Equação 35)
73
4 RESULTADOS EXPERIMENTAIS
Neste capítulo foram descritos os resultados experimentais obtidos do protótipo, contendo
comparações do analisador com um modelo comercial. Foram utilizados dois desfibriladores
de modelo avançado, para assim testar a funcionalidade diante da tecnologia mais avançada do
mercado.
4.1 MEDIÇÃO DE ENERGIA E TEMPO DE SINCRONISMO
O protótipo foi testado utilizando dois modelos diferentes de cardioversores, o HearStart
XL da Phillips, e o CardioMax da Instramed. Os mesmos testes foram realizados em um
analisador comercial modelo QED-6 da BioTek.
Os testes foram realizados em dez escalas diferentes. As medidas de energia e tempo de
sincronismo do protótipo foram testadas comparando-as com os valores medidos pelo
analisador da BioTek. Abaixo são apresentados as tabelas com os dados medidos. Na tabela 1 e
tabela 3 estão as medições do HeartStart. Na tabela 2 e tabela 4 estão as medições do
CardioMax.
Tabela 1 – Medições de energia HeartStart.
Energia
aplicada
(J)
Energia medida pelo protótipo
desenvolvido (J)
Energia medida pelo analisador
calibrado QED-6 da BioTek (J) Tolerância
da norma
(J) 1 2 3 Média 1 2 3 Média
2 2,2 2,1 2,2 2,17 2,0 2,0 2,1 2,03 3,0
5 5,1 5,1 5,3 5,17 5,1 5,2 5,1 5,13 3,0
7 7,0 7,0 7,0 7,03 7,5 7,6 7,6 7,57 3,0
10 10,3 10,3 10,2 10,27 11,1 10,9 10,7 10,90 3,0
20 20,8 20,7 20,7 20,73 21,1 20,9 20,8 20,93 3,0
30 31,1 30,7 30,8 30,87 30,4 30,9 30,9 30,73 4,5
50 49,5 48,9 50,0 49,47 50,2 50,6 50,5 50,43 7,5
100 101,1 102,1 101,8 101,67 99,1 99,0 99,3 99,13 15,0
200 198,5 196,0 196,5 197,10 200,1 199,5 199,2 199,60 30,0
360 350,5 353,2 353,7 352,47 358,8 360,0 360,1 359,63 54,0
Fonte: Próprio autor.
74
Tabela 2 – Medições de energia CardioMax.
Energia
aplicada
(J)
Energia medida pelo protótipo
desenvolvido (J)
Energia medida pelo analisador
calibrado QED-6 da BioTek (J) Tolerância
da norma
(J) 1 2 3 Média 1 2 3 Média
2 2,3 2,2 2,2 2,23 2,2 2,3 2,3 2,27 3,0
5 5,2 5,2 5,4 5,27 5,2 5,3 5,3 5,27 3,0
7 7,1 7,1 7,3 7,17 7,2 7,0 7,0 7,07 3,0
10 10,4 10,3 10,3 10,33 10,0 10,1 10,1 10,07 3,0
20 21,0 20,8 20,9 20,90 20,8 20,7 20,7 20,73 3,0
30 31,2 31,1 31,5 31,27 30,8 30,8 30,9 30,83 4,5
50 53,1 52,9 53,0 53,00 52,5 52,2 53,0 52,57 7,5
100 104,3 103,4 103,7 103,80 103,7 103,8 104,1 103,87 15,0
200 205,5 204,0 204,7 204,73 206,5 206,0 205,7 206,07 30,0
360 367,5 365,2 363,4 365,37 364,1 366,6 366,2 366,20 54,0
Fonte: Próprio autor.
Tabela 3 – Medições de sincronismo HeartStart.
Freq.
cardíaca
(BPM)
Sincronismo medido pelo
protótipo desenvolvido (ms)
Sincronismo medido pelo
analisador da BioTek (ms) Tolerância
da norma
(ms) 1 2 3 Média 1 2 3 Média
30 8,1 8,1 8,1 8,10 8,1 8 8,1 8,07 ,0 60 8,1 8,2 8,1 8,13 8,1 8,1 8 8,07 60,0
120 8,2 8,1 8,1 8,13 8,1 8,1 8,2 8,13 60,0 240 8,3 8,3 8,3 8,3 8,4 8,3 8,3 8,33 60,0
Fonte: Próprio autor.
Tabela 4 – Medições de sincronismo CardioMax.
Frequência
cardíaca
(BPM)
Sincronismo medido pelo
protótipo desenvolvido (ms)
Sincronismo medido pelo
analisador da BioTek (ms) Tolerância
da norma
(ms) 1 2 3 Média 1 2 3 Média
30 9,5 9,5 9,5 9,5 9,5 9,6 9,5 9,53 ,0 60 9,6 9,5 9,5 9,53 9,6 9,6 9,5 9,57 60,0 120 9,8 9,7 9,8 9,77 9,8 9,8 9,8 9,8 60,0 240 9,8 9,9 9,9 9,87 9,9 9,9 9,9 9,9 60,0
Fonte: Próprio autor.
75
4.2 ELETROCARDIOGRAMA
Foram realizadas medições do sinal de eletrocardiograma gerado no osciloscópio, afim
de comprovar a qualidade do sinal gerado nos limites de frequência cardíaca. Na Figura 75 e
Figura 76 é apresentado o sinal de eletrocardiograma filtrado antes de ser atenuado,
demonstrando respectivamente 30 BPM e 240 BPM.
Figura 75 - Eletrocardiograma filtrado (30 BPM).
Fonte: Próprio autor. Figura 76 - Eletrocardiograma filtrado (240 BPM).
Fonte: Próprio autor.
76
O sinal de ECG foi testado pela captação de sinal pelos cardioversores, realizando os
testes em modelos novos e antigos. A seguir a Figura 77, Figura 78 e Figura 79 apresentam
fotografias do sinal monitorado pelos cardioversores HeartStart XL, CardioMax e CodeMaster.
Figura 77 - Monitor de ECG do desfibrilador HeartStart XL da Philips (60 BPM).
Fonte: Philips. Fotografia do próprio autor.
Figura 78 - Monitor de ECG do CardioMax da Instramed (60 BPM).
Fonte: Instramed. Fotografia do próprio autor.
77
Figura 79 - Monitor de ECG do desfibrilador CodeMaster da HP (60 BPM).
Fonte: HP. Fotografia do próprio autor.
78
5 CONCLUSÃO
Os desfibriladores e cardioversores são dispositivos de assistência ao paciente muito
importantes, uma vez que são os únicos capazes de tratar com eficiência as mais graves
arritmias, mesmo quando o paciente não possui mais pulso cardíaco. Para manter esses
equipamentos em dia, é necessário o planejamento das manutenções preventivas periódicas.
A fim de ensaiar e verificar o bom funcionamento dos dispositivos, os analisadores de
desfibriladores e cardioversores são peças essenciais, e precisam ser projetados com um grande
grau de precisão, pois não é aceito que realizem medidas erradas.
O fator que mais tem influência na precisão do analisador são os seus componentes, que
precisam ser bem especificados. Alguns itens são peças-chave, como resistores de baixa
indutância, conversores AD de boa resolução e amplificadores operacionais de qualidade.
Também deve ser previsto que os desfibriladores produzem descargas na ordem dos milhares
de Volts, e para garantir a segurança do usuário e do protótipo é necessário que o circuito
eletrônico possua isolação do circuito de potência.
Os resultados obtidos foram satisfatórios, tanto na medição da energia quanto a geração do
eletrocardiograma e a medição do tempo de sincronismo. As medições do protótipo e do
analisador comercial certificado foram semelhantes, o que mostra a confiabilidade do
dispositivo desenvolvido. Por fim ressalto que o resultado ainda pode ser melhorado, através
do refinamento dos cálculos, firmware e componentes do protótipo.
79
REFERÊNCIAS
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82
APÊNDICE I – PLACA DE ATENUAÇÃO
83
APÊNDICE II – PLACA DE PROCESSAMENTO
84
APÊNDICE III – PLACA DE ELETROCARDIOGRAMA
