A Tabela 1 contém as médias e os erros padrões dos valores de comprimento, largura, campo elétrico limiar (ET,MONO) e máxima variação do potencial transmembrana
limiar (ΔVmax,T,MONO) para estímulos monodirecionais bipolares de 5ms. Os valores de
comprimento, largura, ETe ΔVmax,T não foram estatisticamente diferentes entre os grupos
(p > 0,05).
Tabela 1 – Médias ± erros padrões da média do comprimento, largura, campo elétrico limiar de estimulação (ET,MONO), variação máxima do potencial transmem-
brana no limiar de estimulação ΔVmax,T,MONO para pulsos bipolares de 5ms
em cada fase. Não houve diferença estatística entre os grupos para qualquer variável (análise de monovariância fatorial).
MONO (N = 12) MULTI0 (N = 12) MULTI60 (N = 12) MULTI120 (N = 12) Comprimento[𝜇m] 126±4,3 127±5,3 120±2,5 122±3,7 Largura[𝜇m] 34,1±2,39 33,8±2,21 32,1±2,70 34,7±1,76 ET,MONO [V/cm] 2,93±0,11 3,02±0,17 3,04±0,12 3,00±0,13 ΔVmax,T,MONO [mV] 20,0±0,64 20,6±0,64 20,3±0,58 19,9±0,49
Os parâmetros (E50 e h) das curvas de letalidade (Figura 23) estão apresentadas na Tabela 2. Observa-se um pequeno deslocamento à direita das curva MULTI0 e MULT60 com relação à curva do grupo MONO.
Tabela 2 – Valores médios e intervalos de confiança para 95% (IC95) de campos elétricos associados a 50% de probabilidade de letalidade (E50) e do coeficiente de Hill das curvas de letalidade (h) para cada grupo experimental. * Não sobreposição do IC95 com os grupos MONO, MULTI0 e MULTI120. # Não sobreposição do IC95 com os grupos MONO, MULTI60 e MULTI120.
MONO (N = 12) MULTI0 (N = 12) MULTI60 (N = 12) MULTI120 (N = 12) Média 98,45 99,5 114,3* 100,6 E50 [V/cm] IC95 96,75 - 100,1 98,38 - 100,6 111,5 - 117,1 98,59 - 102,7 Média 9,56 16,0# 5,75* 9,00 h IC95 8,04 - 11,1 13,1 - 18,8 4,75 - 6,75 7,31 - 10,7 R2 0,98 0,97 0,96 0,96
Figura 23 – Probabilidade de letalidade de miócitos cardíacos em função do campo elé- trico aplicado.
5 Discussão
5.1
Estimulador multidirecional de alta intensidade
O EAI desenvolvido cumpre seu objetivo ao gerar pulsos com duração e intensidade desejados. Ele é composto por uma fonte chaveada com três saídas, cada uma acoplada a um circuito de disparo e um de descarga e por um circuito de comutação com outro estimulador. Seu projeto também englobou considerações sobre segurança, em virtude dos níveis de tensão utilizados.
Os custos dos componentes do EAI estão listados na Tabela 3. Os componentes mais caros são os projetados para operarem na faixa de quilovolts, sendo que os IGBTs custaram cerca de 75 % do preço total do equipamento. No cálculo do custo do EAI, foi desconsiderado o preço dos capacitores de alta tensão, obtidos de desfibriladores desativa- dos. Adicionando seu valor de mercado ao total do equipamento, o custo do EAI seria de cerca de R$ 2800,00. No entanto, os custos de projeto e fabricação do equipamento não foram levados em conta .
Tabela 3 – Custo dos componentes do EAI
Componente Custo unitário (R$) Quantidade Custo (R$) Observações Caixa 117,00 1 117,00 474x396x128mm Microcontrolador 30,00 1 30,00 PIC18F4550 Interface com usuário - - 56,00 Botões e LCD Transformador 90,00 1 90,00 Isolamento de 2,5 kV Capacitores
de alta tensão 290,00 3 0*
Isolamento de 4,8 kV
*Obtidos de desfibriladores desativados Diodos de
alta tensão 8,00 7 56,00 Isolamento de 9 kV
IGBTs 256,00 6 1536,00 Isolamento de 2,5 kV
Relés alta tensão 20,00 3 60,00 Isolamento de 5 kV
Relés 5,00 3 15,00
Circuitos integrados - - 15,00 CD4081, LM311, ULN2003 e 4N25 Componentes diversos - - 15,00 Capacitores, chave, cristal, diodos,
transistor e resistores
Total 1990,00
Existem vários relatos sobre fontes chaveadas comandadas por microcontroladores na literatura (Caglar et al., 2014; Ryu et al., 2014; Öztürk & Çadirci, 2013), mas não foi possível encontrar nenhum exemplo de fontes chaveadas microcontroladas que operem na faixa de centenas de V. Com o emprego do microcontrolador, foi possível integrar diversas funcionalidades em um único equipamento, como o controle em malha fechada do CF, a ativação dos circuitos de disparo e descarga e o sincronismo com um segundo estimulador (Figura 20). Também utilizamos o microcontrolador na implementação de processos con-
correntes: durante o carregamento de capacitores, o microcontrolador simultaneamente gera os pulsos de chaveamento, lê a tensão do circuito de realimentação do ADC e exibe o valor da tensão de saída no LCD. Esse paralelismo foi implementado utilizando o recurso de interrupções.
Neste trabalho, foi necessário garantir que os pulsos gerados pelas três saídas do CF possuíssem a mesma amplitude (Figura 21). Esta funcionalidade foi implementada com um único CF que carrega os três capacitores, separados por diodos de alta tensão (Viana et al., 2016).
O controle em malha fechada do EAI deu-se por meio do circuito de realimentação. Diferentemente de outras técnicas descritas na literatura (Tosun et al., 2015; Mullett & Cathell, 2009), a topologia utilizada neste trabalho é caracterizada pelo isolamento elétrico entre o microcontrolador e as saídas. Como o terciário do transformador entra em condução simultaneamente com o secundário, o circuito de realimentação se comporta como uma saída do CF, com uma tensão proporcional à tensão nos capacitores de alta tensão. Utilizando esse método, a diferença entre o valor da tensão inserida no sistema pelo usuário e a amplitude dos pulsos disparados pelo EAI é da ordem de 5% para valores acima de 200 V (Figura 22), apesar do ruído no terminal de realimentação do microcontrolador (Figura 20D).
Com uma única fonte chaveada carregando os três capacitores, projetamos um circuito de proteção de sobrecorrente no circuito primário do CF. Tal circuito assegura que não haverá correntes com valor maior que 5A circulando pelo transformador e funciona de modo independente do microcontrolador. Apesar de reduzir a taxa de transferência de energia aos capacitores, este mecanismo não impacta de modo significativo o carregamento do EAI, que é capaz de atingir 300V em pouco mais de um segundo (Figura 20), tempo mais que suficiente para realização dos experimentos.
A duração dos pulsos de alta intensidade e dos intervalos entre eles foram muito próximos dos valores especificados pelo projeto do estimulador graças ao uso dos IGBTs (Prado, 2014). Os tempos de subida e de descida dos pulsos aplicados na CE são apro- ximadamente 1,5 𝜇s, cerca de três ordens de grandeza menor que a duração dos pulsos. Esta solução, apesar de mais cara, mostrou-se bem mais eficiente que a utilização de um conjunto de relés para execução do disparo na câmara, cuja latência do acionamento pode atingir de centenas de 𝜇s (Fonseca, 2009).
No circuito comutador, entretanto, foi utilizado um conjunto de relés para co- mutação da CE entre os dois estimuladores utilizados (seção 3.2.5). Como o período de aplicação de pulsos era de 2 s durante o protocolo experimental, a latência de acionamento dos relés foi insignificante.
mador do CF e com os optoacopladores dos circuitos de disparo e descarga (Prado, 2014), diminuindo as chances de queima do circuito de controle. Da mesma forma, os diodos de alta tensão do CF impedem que haja circulação de corrente entre os capacitores, ou entre os circuitos de disparo e descarga de cada saída (Viana et al., 2016). O EBI também está eletricamente isolado do EAI, devido aos relés de alta tensão do circuito comutador. Como o EAI possui três capacitores que podem atingir tensões da ordem de kV, ele foi acomodado em uma caixa de plástico. Também com o intuito de evitar acidentes com o usuário, foi desenvolvido um circuito de descarga que dissipa a energia remanescente nos capacitores de forma automática após a execução do protocolo (Prado, 2014). Este circuito fica acionado por um período equivalente a cinco vezes a constante de tempo da descarga dos capacitores, resultando na dissipação de mais de 99 % da carga restante após o disparo. Caso o usuário deseje abortar a operação do EAI, ele pode acionar o circuito de descarga manualmente por meio da chave de segurança. Ao ser acionada, esta chave também aterra a entrada de chaveamento do CF, impedindo que os capacitores sejam carregados enquanto o circuito de descarga está ativo.
O EAI produz pulsos monopolares com forma de onda exponencial truncada (Fi- gura 21). Tal forma de onda é gerada, dentre outros modos, pela descarga dos capacitores em uma carga resistiva, interrompida por uma chave (Webster, 2009). A onda gerada pelo EAI possui uma constante de tempo da ordem de 10 ms, como ilustrado na Figura 21. Na mesma figura, podemos observar que, para uma tensão de 300 V, a corrente induzida na CE é de cerca de 1,2 A, de modo que sua impedância é de, aproximadamente, 250 Ω. Como os capacitores do CF possuem uma capacitância de 40 𝜇F (Figura 12), o valor medido para a constante de tempo dos pulsos de disparo está de acordo com o esperado. Na última década, desfibriladores que geram ondas bipolares tem se tornado mais utilizados no tratamento de FV, pois tal forma de onda causa menos dano ao tecido cardíaco do que ondas monopolares (Oliveira et al., 2008) e são capazes de estimular os miócitos com menores intensidades (Bassani et al., 2006; Faddy et al., 2003). Neste trabalho, optamos pela implementação de ondas monopolares porque o aumento no re- crutamento de células decorrente da forma de onda bipolar é independente do aumento causado pela aplicação de pulsos em diversas direções (Fonseca et al., 2013) e nosso ob- jetivo é determinar o efeito da aplicação de estímulos multidirecionais de alta intensidade em miócitos cardíacos isolados. Adicionalmente, a geração de pulsos bipolares requer cir- cuitos de disparo mais complexos no EAI. Todavia, acreditamos que estudos de letalidade de estímulos multidirecionais com ondas bipolares podem ter resultados promissores e que seus efeitos devem ser investigados em futuros trabalhos.