Pacemaker de Multi Electrodo

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FACULDADE DE

ENGENHARIA DA

UNIVERSIDADE DO

PORTO

Pacemaker Multielétrodo

Flávio Jorge Rodrigues De Amorim

DISSERTAÇÃO

Orientador: Professor Doutor Armando Luís Sousa Araújo

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Resumo

Estudos recentes relatam as vantagens da utilização de estimulação em vários pontos como abordagem a doenças cardíacas que até então não conheciam qualquer tipo de tratamento. Sendo esta uma área pouco explorada, é constatável a inexistência de uma solução especificamente dese-nhada para a estimulação com multielétrodos capaz de ativar, com precisão, todas as áreas cardía-cas.

O principal objetivo desta dissertação assume-se como o desenvolvimento de um protótipo pacemaker multielétrodo capaz de estimular todas as zonas do coração. Sendo a primeira geração deste tipo de protótipo, o seu desenvolvimento foi orientado considerando a sua utilização como ferramenta de teste e validação de conceitos a ter efeito em animais.

Nesta dissertação desenvolveram-se um modelo do comportamento elétrico de uma célula cardíaca, a solução pacemaker multielétrodo, a interface para controlo do sistema e o protótipo que integra a solução pacemaker multielétrodo.

Relativamente às funcionalidades implementadas no protótipo pacemaker destacam-se a de leitura e estimulação em dezasseis pontos do coração, a precisão na localização e na amplitude do estímulo, a diversidade de combinações de estimulação, a possibilidade de inversão de polaridade do estímulo, a facilidade de gravação das leituras efetuadas, a portabilidade do protótipo e ainda a simplicidade do interface criado.

O protótipo pacemaker foi testado em associação com o modelo da célula cardíaca desen-volvida recorrendo a vários casos de estudo que procuram abordar todos os atributos da solução proposta. Os resultados evidenciam um sistema funcional que cumpre todos os requisitos impos-tos.

Por fim são apresentadas nesta dissertação as conclusões referentes a todo o trabalho desen-volvido refletindo-se numa análise dos desafios ultrapassados e uma observação quanto ao cum-primento dos objetivos.

O trabalho futuro passa essencialmente pela realização de testes em animais afim de validar o conceito e recolher informações que irão definir o trajeto a percorrer para a criação das próximas gerações de protótipos.

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Abstract

Recent studies have reported the benefits by multiple point stimulation in treatment of heart diseases that thitherto didn’t have treatment. Since this is a little explored area it is observable the absence of a specifically designed solution for multi-electrode stimulation that can activate accurately all cardiac areas.

The main goal of this thesis is the development of a prototype to a multi-electrode pacemaker capable of stimulating all of the heart regions. This being the first generation of this type of pro-totype, its development was oriented considering its use as tool of testing and concept validation in animal tests.

In this dissertation was developed an electrical behaviour model for the cardiac cell, the multi-electrode pacemaker solution, the interface for system control and the prototype that integrates the multi-electrode pacemaker solution.

About the functionalities implemented in the multi eletrode prototype described on document stand out the reading and stimulation of sixteen different heart regions, the precision in amplitude and placement of the stimulus, the ease in which the readings are made, the portability of the prototype and the simplicity of the created interface.

The pacemaker prototype was tested in combination with the developed model of the cardiac cell using several case studies that seek to address all the attributes of the proposed solution. The results show a functional system that meets all requirements.

Finally it’s presented in this paper the findings of all the work, by reflecting it in analysis of the challenges overcome and in a observation on the fulfilment of objectives.

Future work goes primarily for conducting animal testing in order to validate the concept and gather information that will define the way to go to create the next generation of prototypes.

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Agradecimentos

Em primeiro lugar, porque para eles sempre estive primeiro, quero agradecer aos meus pais pelo incansável apoio e sacrifícios feitos ao longo de uma vida inteira para me poderem dar tudo o que nunca tiveram. Hoje sou o que o seu trabalho construiu e não esqueço tudo o que abdicaram para me dar a melhor formação pessoal e académica que o mundo tem para oferecer.

Aos meus avós e bisavô agradeço pelo suporte que sempre fizeram questão de dar, estando sempre disponíveis para mim em todas as dificuldades da minha vida.

À minha namorada, Luísa Frutuoso, que ao longo de todos estes anos como minha melhor amiga aturou o meu feitio. Agradeço-lhe as palavras de apoio e os silêncios de compreensão, a paciência nos meus delírios e o companheirismo presente em todas as minhas conquistas. Por ser os meus pés na terra ainda que lembrando sempre que consigo voar. Por ser quem mais acredita, depois de mim, nas minhas capacidades. Por ser a Mulher que é fazendo-me lembrar os meus princípios nos momentos em que a vida os tentou tirar de mim. Obrigado Pequena!

Quero agradecer também ao João Duarte pela nossa amizade que ultrapassa a definição do termo amigo e pode apenas ser explicada pela expressão "Brother from another mother". Agradeço--lhe por estar sempre presente, por partilharmos tudo e, quis o destino, que partilhássemos a mesma sala na realização da dissertação. Agradeço a ele e ao meu amigo Pedro Teixeira pelas pausas de desabafo, pelos momentos de desespero partilhados e essencialmente pelas duras noites em claro ultrapassadas muitas vezes graças à sua companhia.

Quero fazer um agradecimento especial a um amigo da família pela ajuda enorme na revisão do documento. Sendo a pessoa mais culta com quem cruzei caminho, esta dissertação não estaria completa sem a sua apreciação, agradeço portanto toda a disponibilidade cedida, imprescindível na deteção e correção de erros de português.

Por último queria agradecer ao meu orientador, o Professor Doutor Armando Araújo, e ao proponente do tema, Professor Doutor Adelino Moreira, pela ajuda e confiança depositada em mim ao longo destes cinco meses. Agradeço-lhes também a liberdade de decisão que permitiu uma evolução enorme das minhas capacidades enquanto engenheiro.

Flávio Amorim

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Whenever you’re down, think of life as an elevator... Know that you can always go up, you just have to press the right button.

Flávio Jorge Rodrigues De Amorim

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Conteúdo

Resumo i Agradecimentos v 1 Introdução 1 1.1 Contextualização . . . 1 1.2 Objetivos . . . 1 1.3 Motivação . . . 2 1.4 Estrutura da dissertação . . . 2 2 Revisão Bibliográfica 3 2.1 Introdução . . . 3

2.2 Diferentes tipos de tecnologia . . . 3

2.3 Sistema pacemaker . . . 4 2.3.1 Gerador de impulsos . . . 4 2.3.2 Desfibrilador . . . 8 2.3.3 Tipo de estimulação . . . 9 2.3.4 Estimulação em câmara . . . 10 2.4 Conclusões . . . 12 3 Estudo do Coração 13 3.1 Estudo anatómico . . . 13 3.2 Eletrofisiologia cardíaca . . . 15

3.3 Simulador de célula cardíaca . . . 16

4 Projeto da Solução proposta 19 4.1 Análise de requisitos . . . 19

4.2 Conceito do sistema . . . 20

4.3 Outras considerações . . . 21

4.3.1 Enquadramento do projeto no mercado . . . 21

5 Descrição do Sistema Desenvolvido 23 5.1 Módulos do sistema . . . 24 5.1.1 Módulo de estimulação . . . 24 5.1.2 Módulo de leitura . . . 31 5.1.3 Módulo de controlo . . . 35 5.1.4 Módulo de comunicação . . . 51 5.1.5 Módulo de alimentação . . . 51 5.2 Prototipagem . . . 53 ix

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x CONTEÚDO

5.2.1 Desenho da PCB . . . 55

5.2.2 Desenho do módulo de proteção . . . 59

6 Interface Gráfica 65 6.1 Ambiente de desenvolvimento . . . 65

6.2 Bibliotecas . . . 67

6.3 Controlo de alto nível . . . 67

6.3.1 Estrutura gráfica . . . 68

6.3.2 Algoritmo de funcionamento . . . 71

7 Teste e Validação de Resultados 77 7.1 Teste de simulador de célula cardíaca . . . 77

7.1.1 Condições de teste . . . 77

7.1.2 Resultados . . . 78

7.2 Teste da solução proposta pela dissertação . . . 79

7.2.1 Condições de teste . . . 79

7.2.2 Casos de estudo . . . 79

7.3 Resultados obtidos . . . 88

7.3.1 Satisfação dos objetivos . . . 89

8 Conclusões e Trabalho Futuro 91 8.1 Conclusões . . . 91

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Lista de Figuras

2.1 Exemplo de Pacemaker [1] . . . 4

2.2 Esquema modelar pacemaker câmara dupla [2] . . . 5

2.3 Diagrama simplificado para canal de estimulação [3] . . . 6

2.4 Fases principais do ciclo de estimulação de um pacemaker cardíaco . . . 8

2.5 Comparação entre desfibriladores e pacemakers [4] . . . 9

2.6 Exemplos de variantes de sondas de estimulação [5] . . . 9

2.7 Estimulação em câmara única e dupla [6] . . . 10

2.8 Estimulação Biventricular [7] . . . 11

2.9 Sonda de estimulação com multielétrodos [8] . . . 11

3.1 Localização anatómica do coração na cavidade torácica [9] . . . 13

3.2 Anatomia cardíaca [10] . . . 14

3.3 Tecido de condução das correntes elétricas [11] . . . 15

3.4 Modelo elétrico de célula cardíaca . . . 16

3.5 Gráfico com a análise de transição do circuito da figura3.4 . . . 17

4.1 Primeiro conceito do sistema . . . 20

5.1 Primeiro modelo funcional . . . 23

5.2 Diagrama da temporização da comunicação serie do DAC088S085 [12] . . . 25

5.3 Modos de funcionamento DAC088S085 [12] . . . 26

5.4 Tabela de comandos DAC088S085 [12] . . . 26

5.5 Tabela com modos de encerramento DAC088S085 [12] . . . 26

5.6 Esquema de entradas e saídas do DAC088S085 [12] . . . 27

5.7 Esquema de entradas e saídas do TS12A44513 [13] . . . 28

5.8 Tabela de verdade para controlo do MAX4639 [14] . . . 29

5.9 Esquema de entradas e saídas do MUX4639 [14] . . . 30

5.10 Esquema de entradas e saídas do LT1920 [15] . . . 33

5.11 Esquema de entradas e saídas do MAX4638 [14] . . . 34

5.12 Esquema de entradas e saídas do MAX4638 [14] . . . 34

5.13 Esquema de montagem da elevação do sinal . . . 35

5.14 Pinout dos modelos Arduino Pro Mini e Nano [16] . . . 37

5.15 Ambiente de desenvolvimento IDE-Arduino . . . 39

5.16 Modos de Transferência SPI [17] . . . 40

5.17 Ligação Serie . . . 41

5.18 Modelo conceptual da arquitetura de controlo . . . 43

5.19 Extrato de código Implementado . . . 44

5.20 Extrato de código Implementado . . . 45

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xii LISTA DE FIGURAS

5.21 Extrato de código Implementado. "A"foi retirado da definição inicial e "B"do

corpo da função Setup() . . . 46

5.22 Extrato de código Implementado. "A"contém a função NivelTensão, "B"é um excerto de SelecCanal, "C"é um excerto de selecAmpop e "D"é um excerto de SPItoDAC . . . 47

5.23 Extrato de código correspondente à implementação de uma opção de funciona-mento do modo l . . . 48

5.24 Extrato de código correspondente à implementação uma opção de funcionamento do modo 2 . . . 49

5.25 Extrato de código correspondente à implementação uma opção de funcionamento do modo 3 . . . 50

5.26 Circuito de alimentação do sistema [18] . . . 52

5.27 Circuito de alimentação −5V do sistema [19] . . . 53

5.28 Desenho esquemático alternativo do circuito final . . . 54

5.29 Esquemático do circuito desenhado em Eagle . . . 56

5.30 Posicionamento dos componentes na PCB . . . 57

5.31 Rotas da face superior da PCB . . . 58

5.32 Rotas da face inferior da PCB . . . 58

5.33 Rotas de ambas as faces da PCB . . . 59

5.34 Estrutura da face inferior da PCB - Marcação dos pontos de apoio . . . 60

5.35 Modelo 3D da caixa - Posicionamento dos apoios paraPCB na caixa . . . 60

5.36 Modelo 3D da caixa - Mecanismo para limitação de movimento da PCB . . . 61

5.37 Modelo 3D da caixa - Ranhuras e mecanismos de fecho . . . 61

5.38 Modelo 3D da tampa da caixa . . . 62

5.39 Dimensões de pilha do tipo AAA . . . 62

5.40 Dimensões dos conectores macho e fêmea de pilhas tipo AAA . . . 63

5.41 Modelo 3D da tampa da secção das pilhas . . . 63

5.42 Modelo 3D do módulo de proteção . . . 63

6.1 Ambiente de desenvolvimento Neatbeans . . . 66

6.2 Interface - Janela de Segurança . . . 68

6.3 Interface - Janela de Controlo . . . 69

6.4 Interface - Secção de estimulação . . . 70

6.5 Interface - Secção de leitura . . . 70

6.6 Interface - Secção de erros . . . 71

6.7 Interface - Secção de erros . . . 71

6.8 Interface - Secção informativa . . . 71

6.9 Diagrama de funcionamento da secção de estimulação . . . 73

6.10 Diagrama de funcionamento da secção de Leitura . . . 74

7.1 Circuitos de simulação de duas células cardíacas . . . 77

7.2 Amostra do sinal da célula cardíaca simulada pelo circuito3.3 . . . 78

7.3 Gráfico com a análise de transição do circuito da figura3.4 . . . 78

7.4 Circuito pacemaker multielétrodo implementado em placa de ensaio . . . 80

7.5 Leitura de sinais retirada do osciloscópio . . . 81

7.6 Gráfico com leitura apresentado pela interface . . . 81

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LISTA DE FIGURAS xiii

7.8 Gráfico com leitura apresentado pela interface . . . 82

7.9 Leitura de sinais retirada do osciloscópio . . . 83

7.10 Gráfico com leitura apresentado pelo interface . . . 83

7.11 Propriedades do estímulo introduzidas na interface . . . 84

7.12 Gráfico da leitura do estímulo com osciloscópio . . . 84

7.14 Propriedades dos estímulos introduzidas na interface . . . 85

7.15 Gráfico da leitura dos estímulos com osciloscópio . . . 86

7.16 Gráfico da leitura dos estímulos com osciloscópio . . . 86

7.17 Propriedades do estímulo introduzidas na interface . . . 87

7.19 Propriedades dos estímulos introduzidas na interface . . . 88

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Lista de Tabelas

2.1 Valores normalizados para energia da estimulação [3] . . . 6

5.1 Especificações Arduino modelos Pro Mini e Nano . . . 38

5.2 Conexões SPI . . . 39

5.3 Funções da Biblioteca SPI . . . 40

5.4 Funções da Biblioteca Serial . . . 41

5.5 Funções implementadas . . . 46

5.6 Consumos dos componentes . . . 52

6.1 Especificações Arduino modelos Pro Mini e Nano . . . 67

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Abreviaturas e Símbolos

ADT Abstract Data Type

ICD Implentable Cardioverter-Defibrillator PPM Pulses Per Minute

I/O Inputs and Outputs

IDE Integrated Development Environment PCB Printed Circuit Board

SPI Serial Peripheral Interface USB Universal Serial BUS NO Normally Open NC Normally Closed

FTDI Future Technology Devices International GUI Graphical User Interface

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Capítulo 1

Introdução

Serve o presente capítulo para apresentar a estrutura da dissertação, e fazer a sua introdução. São juntamente expostos os objetivos, motivação e estrutura da dissertação.

1.1 Contextualização

Pacemakers são dispositivos eletrónicos que estimulam o coração através de impulsos elétri-cos por forma a restabelecer o normal batimento cardíaco. Na atualidade assumem um papel de relevo no tratamento de doenças ou insuficiências que provocam um comportamento disfuncional do coração. O estudo e identificação de diferentes etiologias dos problemas cardíacos estimula-ram/orientaram, ao longo de anos, o mercado para a criação de diferentes tecnologias.

Pacemakers modernos entregam estímulos elétricos localizados ao tecido cardíaco através de elétrodos incorporados na sonda de estimulação (stimulantion lead). Normalmente esta sonda é constituída por uma configuração unipolar ou bipolar, no entanto estudos revelam a existência de benefícios na utilização de sistemas com multielétrodos na terapia de renderização em doenças cardíacas das quais é exemplo a insuficiência cardíaca cronica. É neste campo que esta dissertação se apresenta, propondo-se o desenvolvimento e implementação de um pacemaker multielétrodo.

1.2 Objetivos

Os objetivos desta dissertação dividem-se em: • Análise do estado da arte da tecnologia Pacemaker • Estudo anatómico e comportamento elétrico do coração

• Desenvolvimento de um modelo do comportamento elétrico das células do coração • Criação e implementação de protótipo de pacemaker com múltiplos elétrodos • Criação e implementação de placa de controlo

• Testes e validação de protótipo

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2 Introdução

1.3 Motivação

A área de desenvolvimento tecnológico aparece como a principal razão pela qual a maioria dos alunos é atraída para este curso, mesmo não sendo nela que futuramente irão construir car-reira. Criar uma tese neste meio elucidar-me-á quanto ao que realmente este habitat laboral aborda, permitindo-me obter informação por experiência válida que certamente se mostrará importante na escolha de carreira. Se a isto agregarmos o desenvolvimento de uma tecnologia direcionada ao serviço publico a ser desenvolvida em parceria com o Centro Hospitalar do São João, o mais pres-tigiado Hospital do País, encontramos todas as razão que motivaram a escolha desta dissertação.

1.4 Estrutura da dissertação

Para além da introdução, esta dissertação contém mais 7 capítulos. No capítulo2, é descrito o estado da arte do sistema pacemaker. No capítulo3é feito um estudo sobre o coração e desenvol-vido o simulador de células cardíacas. O capítulo4é feita uma abordagem ao projeto do sistema a implementar. Ao longo do capítulo5será descrita a solução proposta por esta dissertação para a implementação do protótipo pacemaker multielétrodo. O capítulo6descreve a interface criada para interagir com o protótipo. Os testes e validação de todo o trabalho realizado estão relatados no capítulo7. A finalizar o documento encontra-se o capítulo8, responsável pelas conclusões e trabalho a realizar no futuro.

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Capítulo 2

Revisão Bibliográfica

2.1 Introdução

Neste capítulo será realizado um levantamento teórico sobre os principais tópicos que irão fundamentar o tema da dissertação. Primeiramente serão apresentadas as diferentes tecnologias Pacemaker, seguir-se-á uma análise das soluções existentes no mercado e, por fim, as conclusões.

2.2 Diferentes tipos de tecnologia

Com avanço tecnológico na área da eletrónica feito nas últimas décadas, a sua utilização alastrou-se por todos os campos científicos. A medicina é um exemplo claro desta interação que cresceu, começando por representar um ferramenta auxiliar, até ao presente onde assume um papel fundamental. Devido às vantagens inegáveis que possui, a opinião sobre a utilização de tecnolo-gias nesta área de estudos passou a ser vista como essencial para acompanhar o avanço médico, impulsionando-se mutuamente. Esta nova perspetiva abriu alas ao desenvolvimento de soluções para servir e criar diferentes processos para o tratamento de doenças. O uso de pacemakers é um exemplo disso mesmo.

Os resultados da utilização dos primeiros protótipos de pacemaker foram tão promissores que inspiraram e orientaram diversas empresas a focarem-se no seu desenvolvimento tecnológico. Nos dias de hoje esta é uma área de interesse cujos mercados e possibilidades não param de crescer.

Desde 1889, altura em que John Alexander MacWilliam [20] reportou ao British Medical Journal (BMJ) uma experiência que envolvia a aplicação de impulsos elétricos no coração hu-mano, até ao presente muitas têm sido as soluções propostas para aparelhos de pacemaker car-díacos. Estas passaram por dispositivos externos não transportáveis e externos transportáveis até 1958. Nesse ano, no instituto Karolinska, na Suécia, foi implantado o primeiro pacemaker criado pelos engenheiro Rune Elmqvist e o cirurgião Âke Senning [21]. As versões melhoradas desta tecnologia viriam a ser utilizadas na seguinte década até 1974. Esta data foi marcada pela cria-ção do primeiro pacemaker alimentado por um ânodo de lítio e uma bateria sólida de eletrólito lítio-iodo que vinha aumentar drasticamente a durabilidade e fiabilidade dos aparelhos. [22]

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4 Revisão Bibliográfica

Nos dias de hoje estes pacemaker evoluíram no sentido de redução do seu tamanho e aumento da precisão na localização da entrega do impulso ao coração. Outro grande passo nesta tecnologia foi a introdução de sensores que permitem ao aparelho perceber as situações exatas em que deve atuar assim como o programa específico a executar.

Os tópicos seguintes incorporam um estudo sobre as diferentes soluções reconhecidas neste campo tecnológico.

2.3 Sistema pacemaker

Um pacemaker é constituído por um gerador de impulso (figura:2.1) e sondas de estimulação .

O gerador de pulso contém a bateria, que alimenta todo o sistema, bem como o circuito res-ponsável pela criação de estímulos rítmicos. A entrada do conetor da sonda de estimulação no circuito gerador de impulsos é conhecida por canal, sendo dedicada particularmente a uma câmara do coração.

As sondas de estimulação (Pacemaker leads) são condutores elétricos revestidos por isolante. Estas transmitem os impulsos elétricos do circuito gerador até ao coração.

As sondas de estimulação são geralmente introduzidas na veia subclávia, ou em suas tributa-rias, e posicionadas no interior do coração. São fixadas ao endocárdio por meio de um mecanismo de parafuso ou gancho; estes tipos de fixação são denominados de ativa e passiva, respetivamente (Figura: 2.6).

Figura 2.1: Exemplo de Pacemaker [1]

As sondas de estimulação podem também ser colocadas no exterior do coração (epicárdio) aquando de um procedimento cirúrgico. Nestes casos são fixadas ao coração por meio de suturas ou por um mecanismo de rosca.

2.3.1 Gerador de impulsos

O gerador de Impulsos consiste numa caixa em titânio hermeticamente selada de forma a impedir o contacto de fluidos humanos com o seu circuito interno. Esta caixa enclausura quatro módulos principais (figura:2.2):

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2.3 Sistema pacemaker 5

• Fonte de alimentação • Circuito de saída

• Unidade de sensorização • Módulo de controlo

Figura 2.2: Esquema modelar pacemaker câmara dupla [2]

2.3.1.1 Fonte de alimentação

Como em todos os dispositivos eletrónicos não recarregáveis o requisito mais exigente a cum-prir para uma fonte de alimentação é a durabilidade. Neste caso específico essa exigência é elevada a um nível de significância tal que condiciona o número de cirurgias a que o paciente tem de ser submetido para a sua substituição. Nos pacemakers cardíacos, são utilizadas baterias lítio–iodo como fonte de alimentação. Esta utilização quase exclusiva deste tipo de baterias deve-se à pecu-liaridade de não produzirem gás e poderem ser hermeticamente seladas.

A energia necessária para estimulação cardíaca está condicionada por dois fatores: a ampli-tude do impulso e a frequência de estimulação. Estas condicionantes variam de paciente para paciente, no entanto, existem valores normalizados num modelo que estima uma média da energia necessária para a estimulação (tabela:2.1). Usando os valores normalizados presentes na tabela é possível deduzir um consumo de energia de 2.8µA para estimulação em câmara única. Compre-ensivelmente este valor duplica com a estimulação de duas câmaras cardíacas. Para que a bateria alcance uma duração de 10 anos o consumo não pode ultrapassar os 11.4µA. É então imperante que haja um compromisso entre a duração da bateria e o tamanho dos dispositivos. [3]

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Parâmetro Valor Normalizado Amplitude do impulso 2.5V

Duração do impulso 0.5 MS Frequência de Estimulação 72 PPM Impedância sonda-tecido 500Ω

Tabela 2.1: Valores normalizados para energia da estimulação [3]

2.3.1.2 Circuito de saída

O circuito de saída tem o papel de gerar um impulso elétrico com determinada amplitude e duração por forma a conseguir ativar as células estimulando o coração. Este impulso é conduzido até aos elétrodos que interagem com os tecidos cardíacos e são controlados por comutadores.

Figura 2.3: Diagrama simplificado para canal de estimulação [3]

A figura 2.3 ilustra o esquema simplificado de um canal de estimulação para estimulação bipolar. Vb é a saída do multiplexador de tensão usado para gerar a amplitude desejada de forma programável a começar na voltagem da bateria. Numa primeira fase deste circuito, o comutador de Cargaestá fechado, carregando o condensador C-Acumulação até à amplitude programada. Para que o circuito entregue um impulso entre o Cátodo e o Ânodo (elétrodos que estão em contacto com o coração) o comutador de Descarga abre e o comutador de Estimulação fecha para a duração de pulso programada. C-Acumulação descarrega a sua energia através do condensador C-Saída para o Cátodo. O condensador C-Saída tem dois papeis: impedir a passagem de corrente DC para o coração (condição de segurança crucial) e ajudar a descarregar a interface elétrodo-tecido, aliviando o efeito de polarização sofrido pelo elétrodo.

Logo após o fim da estimulação, o comutador de Estimulação abre e o comutador de Descarga fecha durante período o necessário para descarregar a interface elétrodo-tecido e o condensador C-Saída. Esta é conhecida como a fase de descarga, essencial para a limpeza de cargas residuais que podem influenciar as leituras de sinal durante a fase de sensorização que se segue. [23]

2.3.1.3 Unidade de sensorização

Esta unidade, também conhecida por canal de sensorização, tem como função a amplificação e filtragem de sinais cardíacos e respetiva comparação com os níveis definidos como presença

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ou ausência de contração cardíaca espontânea. Cada canal de sensorização está conectado a uma câmara do coração.

O canal de sensorização precisa de estar ativo durante a maior parte do ciclo cardíaco, por esta razão, requer uma limitação de consumo de energia. Isto é feito através do aumento da impedância de entrada que deve ser elevada (> 20KΩ) para limitar o consumo de energia, bem como para evitar o excesso de carga aplicado aos tecidos que pode prejudicar os sinais medidos. Uma outra razão para o uso de uma impedância elevada está relacionado com o uso desta para ajustar o filtro de passa-banda em sinais do coração de baixa frequência. [24]

2.3.1.4 Módulo de controlo

O módulo de controlo é responsável pela coordenação dos circuito mencionados anteriormente quer façam estes parte de um pacemaker ou de um desfibrilador. Sendo integrado por um micro-controlador contendo osciladores de cristal de alta precisão, este módulo é capaz de estabelecer e definir atrasos diferentes como a estimação do período refratário, deteção do período de suspensão dos amplificadores, o atraso A-V e restabelecer o temporizador em caso de deteção de atividade cardíaca espontânea.

O período de suspensão é expresso como a ocultação de entradas dos amplificadores de sen-sorização nas duas câmaras (aurícula e ventrículo). Esta operação é necessária durante as fases de estimulação e descarga (dezenas de milissegundos) para impedir a saturação. O atraso A-V é controlado na estimulação em câmara dupla para estipular o atraso entre a estimulação auricular e ventricular. [3]

Cada estimulação exige ao controlador que defina qual a câmara a estimular assim como a amplitude e duração do estímulo. Estes parâmetros são definidos através de circuitos de teleme-tria incluídos no módulo de controlo que comunicam com um módulo de programação externo. Além desta última função estes circuitos também são usados para recolha dos dados guardados no pacemaker/ desfibrilador essenciais ao diagnóstico.

Este módulo de controlo está também equipado com um detetor de campos magnéticos que pode ser utilizado para interromper a operação do equipamento ou para forçar uma estimulação assíncrona em caso de interferência magnética até que a mesma desapareça.

A figura 2.4 resume as principais fases de coordenação entre as diferentes unidades de um implante cardíaco. O ciclo começa com a fase de sensorização na qual o canal de sensorização está a monitorizar a atividade do coração. Sempre que atividade cardíaca espontânea é detetada a fase de sensorização continua, sendo esta a razão pela qual esta fase não se encontra com período definido na figura 2.4. No caso de não haver atividade espontânea, o módulo de controlo envia uma ordem ao canal de estimulação contendo as informações relativas à amplitude, duração e câmara em questão. A duração da fase de estimulação está relacionada com a duração programada. Logo após esta fase inicia-se o período de descarga que dura vários milissegundos. Durante as fases de estimulação e descarga os amplificadores de sensorização estão resguardados para impedir a sua saturação. Após a descarga os amplificadores voltam à leitura.

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Figura 2.4: Fases principais do ciclo de estimulação de um pacemaker cardíaco

2.3.2 Desfibrilador

Os aparelhos Cardioversor-Desfibrilador Implantáveis (CDI) [4] foram desenvolvidos para detetar taquiarritmias, que pudessem pôr em risco a vida do paciente, e acabar com as mesmas através da entrega de um choque desfibrilante com um elevado índice energético ao coração. O gerador de impulsos destes aparelhos é maior do que em aparelhos pacemaker (figura 2.5). Todos os desfibriladores modernos detêm praticamente todas as funcionalidades de marcação de passo (pacing) presentes nos pacemakers atuais.

Estes aparelhos são construídos à semelhança dos pacemakers sendo vulgarmente confundi-dos. Tal como os pacemakers, os CDI são constituídos por um módulo de impulsos alimentado pela bateria e constituído pelos mesmos módulos descritos na secção anterior. Os estímulos são entregues por sondas de estimulação, sendo os métodos de colocação e fixação destas idênticos aos utilizados no pacemaker.

A diferença de maior relevo entres estes dois métodos de pacing está relacionada com a sua orientação específica para o tratamento de certas doenças cardíacas. Pelos requisitos que têm de cumprir por forma a alcançar a funcionalidade desejada, uma grande diferença em relação aos pacemakers encontra-se nas baterias. Devido à necessidade de impulsos de maior amplitude usados no choque cardíaco, a drenagem das baterias nos CDI é maior. Esta condicionante faz com que tenham uma duração de vida menor do que a dos pacemakers. Outros tipos de baterias lítio-iodo são usadas para a sua alimentação permitindo maior drenagem de corrente e menor impedância interna.

As diferenças relativas à entrega de impulsos vão ser abordadas em mais detalhe na secção de Estimulação em câmara.

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Figura 2.5: Comparação entre desfibriladores e pacemakers [4]

2.3.3 Tipo de estimulação

Os pacemakers funcionam de forma a entregar uma pequena corrente elétrica às células do miocárdio. A ativação elétrica espalha-se de célula para célula, ao longo do coração. Sempre que uma célula é ativada eletricamente, esta contrai-se.

O pacemaker entrega a corrente elétrica entre dois pontos, que têm por nome elétrodos. Estes dois pontos podem ser dois elétrodos presentes na sonda de estimulação ou, em alternativa, um elétrodo constituinte da sonda e a cobertura metálica do gerador de impulsos do pacemaker. A corrente elétrica é causada pelo movimento de eletrões, sendo que este processo tem de ocorrer em circuito fechado. Uma fonte de corrente, como é exemplo a bateria do pacemaker, terá um terminal negativo (do qual os eletrões são emitidos) e um terminal positivo (para o qual os eletrões são atraídos). O polo positivo pode ser um anel metálico, distanciado cerca de um centímetro do topo da sonda, ou o próprio corpo do gerador de impulsos do pacemaker.

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2.3.3.1 Estimulação Unipolar e Bipolar

A grande diferença entre estes dois tipos de estímulos está relacionada com o percurso feito pela corrente. No caso de estímulo bipolar o fluxo de corrente dá-se entre dois elétrodos perten-centes à sonda de estimulação (a ponta e o anel metálico). Se a corrente fluir entre a ponta da sonda e o gerador de estímulos, estamos perante estímulo unipolar. Em estimulação unipolar, a corrente percorre uma vasta área do corpo humano entre a ponta da sonda e o módulo de impulsos podendo excitar eletricamente outros tecidos que não o coração (por exemplo o músculo peitoral). [5] [24] Em estimulação bipolar a distância entre os dois polos supracitados, que entregam a corrente, é pequena (cerca de 1cm) fazendo com que a excitação dos tecidos adjacentes seja praticamente inexistente.

2.3.4 Estimulação em câmara

Como explicado anteriormente, a câmara de que se fala refere-se à câmara cardíaca na qual a sonda é colocada. Cada sonda de estimulação está ligada ao gerador de impulsos por um canal. O canal é a parte do circuito integrado do pacemaker/desfibrilador que está designado especi-ficamente para uma sonda em exclusivo (consequentemente a uma câmara cardíaca correspon-dente). [8]

2.3.4.1 Única ou dupla

Um pacemaker de câmara única geralmente tem uma sonda de estimulação colocada na aurí-cula direita ou no ventrículo direito; estes são chamados de pacemaker de câmara única arterial ou pacemaker de câmara única ventricular, respetivamente. [24]

Um pacemaker de câmara dupla comum contém uma sonda na aurícula direita e outra no ventrículo direito (ver figura 2.7).

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Um desfibrilador de câmara dupla pressupõe uma sonda estimulação na aurícula direita e uma sonda de estimulação/desfibrilação no ventrículo direito. Esta última entrega um choque de desfi-brilação ou estimulação dependendo da necessidade do paciente.

2.3.4.2 Biventricular

Este tipo de estimulação foi criada e aplicada num novo género de pacemakers. Tem como ob-jetivo a aplicação de uma terapia de ressincronização cardíaca (Cardiac resynchronization therapy, CRT) [25] que ajuda os ventrículos a contraírem sincronizadamente.

Figura 2.8: Estimulação Biventricular [7]

Esta variante utiliza os mesmos princípios de funcionamento de um pacemaker comum diferen-ciando-se apenas na colocação de uma sonda extra pelo seio coronário por forma a estimular o ventrículo esquerdo (Figura 2.8). Desta forma o circuito integrado deste pacemaker é constituído por dois ou três canais, dependendo se existe leitura de sinais ou não.

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Ainda dentro deste tipo de estimulação, está a utilização de sonda com múltiplos elétrodos para estimulação do ventrículo esquerdo. A sua colocação é feita da mesma forma e no mesmo local descritos anteriormente. Esta sonda utiliza 3 linhas de comando vindas do pacemaker para multiplicar o estímulo por vários pontos. A sonda de estimulação contém um controlador pró-prio que descodifica as mensagens de controlo do pacemaker e as converte no estímulo que será entregue pelo par de elétrodos selecionado. [8]

2.4 Conclusões

Analisadas as opções presentes no mercado constata-se a inexistência de uma solução especi-ficamente desenhada para a estimulação com multielétrodos capaz de ativar, com precisão, todas as áreas cardíacas. Ao longo desta dissertação pretende-se apresentar uma resposta a preencher esse vazio de opções que assenta na criação de um pacemaker multielétrodo. Sendo esta uma área pouco explorada, o seu desenvolvimento será pensado de raiz e estruturado com o propósito de representar um sistema único, cumprindo todos os requisitos propostos.

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Capítulo 3

Estudo do Coração

3.1 Estudo anatómico

O coração é um órgão fibromuscular nobre cuja função é assegurar a entrega de sangue a todas as células do corpo permitindo, através da circulação pulmonar, a oxigenação do sangue e, através da circulação sistémica, a satisfação de todas as necessidades metabólicas.

Apresenta uma forma cónica com uma base, um ápice e quatro faces (esternocostal, diafrag-mática e pulmonares, direita e esquerda). Mede cerca de 12 cm da base ao ápice e cerca de 8-9 cm transversalmente com um peso médio de 300 gramas no sexo masculino e 250 gramas no sexo feminino.

Figura 3.1: Localização anatómica do coração na cavidade torácica [9]

Localiza-se no interior da cavidade torácica no terço-médio do mediastino (espaço entre os pulmões e pleura direita e esquerda), atrás do corpo do esterno e das costelas e cartilagens costais

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14 Estudo do Coração

esquerdas, com cerca de 1/3 situando-se à direita da linha média.

O coração é o órgão nobre do sistema cardiovascular funcionando como a bomba propulsora que mantém o sangue em circulação. Dentro deste órgão encontramos duas circulações, paralelas e complementares que mantém a homeostasia deste sistema podendo assim dividir o coração em dois: coração direito e coração esquerdo.

O coração é formado por quatro cavidades (duas aurículas e dois ventrículos) separadas entre si por septos e válvulas. Os septos são estruturas integradas no miocárdio (músculo cardíaco) e que fazem a separação entre as aurículas (septo interauricolar) e os ventrículos (septo interven-tricular) enquanto as válvulas são estruturas fibrosas, dinâmicas, que separam a aurícula direita do ventrículo direito (válvula tricúspide) e a aurícula esquerda do ventrículo esquerdo (válvula mitral).

Figura 3.2: Anatomia cardíaca [10]

O coração direito recebe o sangue (rico em dióxido de carbono) originário de todo o corpo através das veias cavas (superior e inferior) na aurícula direita. O sangue, após passar a válvula tricúspide e ser entregue ao ventrículo direito, é propulsionado, via válvula e artérias pulmonares, até aos pulmões onde se processa a oxigenação. Por sua vez, o sangue rico em oxigénio proveni-ente dos pulmões regressa ao coração através das veias pulmonares (direita e esquerda) onde entre na aurícula esquerda. Após passar pela válvula mitral o sangue é entregue no ventrículo esquerdo onde, via válvula e artéria aorta, é levado ao resto do corpo para manutenção de todas as atividades fisiológicas.

De modo que haja esta dinâmica de passagem de sangue das aurículas para os ventrículos e destes para o resto do corpo o miocárdio tem de ser capaz de contrair de modo rítmico e sincroni-zado, sintonizando aurículas e ventrículos bem como abertura e encerramento das válvulas. [26]

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3.2 Eletrofisiologia cardíaca 15

3.2 Eletrofisiologia cardíaca

A despolarização é o evento inicial para a contração cardíaca. As correntes elétricas que se propagam pelo coração são produzidas por três componentes: as células do pacemaker cardíaco, o tecido de condução especializado e o próprio miocárdio.

Figura 3.3: Tecido de condução das correntes elétricas [11]

As células de pacemaker cardíaco apresentam aquilo a que se chama automaticidade ou seja, são capazes de gerar o seu próprio estímulo de despolarização por apresentarem canais iónicos diferentes dos encontrados em outras células cardíacas.

O pacemaker fisiológico localiza-se no nó sinusal. Este encontra-se na aurícula direita junto da entrada da veia cava superior. O estímulo propaga-se ao longo das aurículas levando à sua contração que origina a onda P do eletrocardiograma (ECG). Este estímulo é conduzido até ao nó auriculoventricular (AV) que é a única conexão elétrica entre as aurículas e os ventrículos. Neste nó ocorre um atraso fisiológico (correspondente ao intervalo PR do ECG) de modo que a continuação da propagação do estímulo só ocorra após a contração auricular.

Do nó AV o impulso é transmitido ao sistema de His Purkinje nomeadamente ao feixe de His que por sua vez se divide em ramo direito e esquerdo e este último em ramo anterior e posterior de modo a permitir a passagem do estímulo até aos ventrículos levando à sua contração. Esta, por sua vez, corresponde ao complexo QRS no ECG (sendo Q a primeira deflexão negativa, R a primeira deflexão positiva e S a deflexão negativa após a onda R).

A repolarização auricular, em condições fisiológicas, não tem tradução eletrocardiográfica por ser um evento com baixa amplitude e que ocorre simultaneamente à despolarização ventricular. O intervalo QT corresponde ao período entre a despolarização e a repolarização ventricular. Por fim, a repolarização ventricular dá origem à onda T no ECG.

Como as ondas de despolarização e repolarização cardíaca têm direção e magnitude podem ser representadas por vetores. No fundo, a análise vetorial é o cerne da eletrofisiologia cardíaca

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16 Estudo do Coração

sendo que o ECG representa o somatório espacial e temporal dos potenciais de ação conduzidos até à superfície do corpo. Cada derivação do ECG pode ser vista com um ângulo diferente de uma câmara que regista os mesmos eventos (despolarização e repolarização cardíaca). [27]

3.3 Simulador de célula cardíaca

Com o objetivo de um acrescentar conhecimento sobre o comportamento elétrico do coração, aplicável no futuro desenvolvimento do Pacemaker multielétrodo, foi projetado um modelo do comportamento das células cardíacas.

O modelo projetado é baseado no modelo de célula cardíaca desenvolvido por Y. Maeda, E. Yagi e H. Makino e publicado no trabalho Synchronization with low power consumption of hardware models of cardiac cells [28]

A imagem 3.4 representa a implementação do modelo elétrico de uma célula cardíaca no programa NI Multisim (versão 13.0). Este modelo é estimulado por um sinal constituído por uma onda quadrada com uma amplitude de 0 − 5V , uma largura de pulso de 100ms e um período de 750ms. O propósito deste sinal é o de simular o estímulo entregue por um pacemaker às células cardíacas.

No circuito da imagem3.4foram seccionados por retângulos os diferentes intervenientes res-ponsáveis pelo potencial de ação das células cardíacas. Este retângulos representam.

• A- Membrana passiva • B- Correntes de sódio • C- Correntes de potássio

• D- Correntes de Potássio e cálcio - Platô.

Figura 3.4: Modelo elétrico de célula cardíaca

O gráfico da imagem3.5, resultado da análise de transição do circuito projetado, representa uma simulação do potencial de ação das células cardíacas a cada estímulo. Neste estão identi-ficadas as fases 0 a 4 que representam, respetivamente, a despolarização rápida, a repolarização precoce, o platô, a repolarização tardia e a diástole. A simulação destas fases é executada pelo circuito da seguinte forma:

• Despolarização rápida - No momento em que a tensão na base do transístor Q1 atinge 0.7V este começa a conduzir impondo a mesma condição para Q2 simulando a corrente de sódio responsável por esta fase.

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3.3 Simulador de célula cardíaca 17

• Repolarização precoce - Assim que a tensão atinge o máximo do gráfico, no terminal superior comum a todos os retângulos, os transístores Q5 e Q4 conduzem em simultâneo fazendo carregar o condensador do retângulo D. Ao mesmo tempo o condensador do re-tângulo C também carrega. Estes acontecimentos fazem baixar o valor máximo de tensão simulando a inativação da corrente se sódio.

• Platô - Quando a tensão do condensador no retângulo D atinge a 0.7V o transístor Q6 entra em condução atrasando a subida do valor de tensão no condensador do retângulo C, simulando o equilíbrio entre as correntes de potássio repolarizantes e as correntes de cálcio despolarizantes.

• Repolarização tardia - Esta fase acontece quando o condensador do retângulo C atinge 0.7V fazendo conduzir o transístor Q3 que faz cair a tensão de forma abrupta e descarrega parcialmente os condensadores, simulando a inativação da corrente de cálcio com a ativação persistente das correntes de potássio.

• Diástole - Esta fase simula a recuperação da célula cardíaca e é conseguida com o conden-sador do retângulo A a carregar. No momento em que o valor de tensão deste condenconden-sador atinge 0.7V

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Capítulo 4

Projeto da Solução proposta

Após uma análise de mercado, refletida na revisão bibliográfica, e feito o estudo do coração criou-se uma base de conhecimento que serviu de apoio à decisão na escolha direcional do projeto. Sendo este um projeto de engenharia pressupõe, como todos os projetos de qualidade desta área científica, uma fase de estruturação e delineamento por forma a garantir que se alcançam todos os objetivos propostos. Esta capítulo é dedicado exclusivamente à abordagem desta temática, compondo-se de um levantamento dos requisitos do sistema, apresentação do primeiro conceito do sistema e referência a outras considerações importantes na orientação desta dissertação.

4.1 Análise de requisitos

A primeira fase de um projeto com multidimensionalidade passa pela recolha dos requisitos ao mesmo associados, os quais uma solução ótima proposta terá invariavelmente de cumprir. A enumeração e esclarecimento destes é normalmente realizada entre o cliente e o responsável pelo desenvolvimento do projeto. O levantamento das informações e detalhe de cada requisito deve ir ao encontro das necessidades do cliente, sendo aconselhável a validação por parte deste de sugestões/alterações feitas pelo Projetista/Responsável do projeto. A acuidade deste levantamento é essencial para a criação de um produto final de alta qualidade, solução que satisfaça todas as exigências do cliente. Desta forma, realizou-se uma reunião com o Professor Doutor Adelino Leite Moreira, sendo este o responsável pela sugestão do tema da dissertação.

• Requisitos funcionais do sistema:

1. Capacidade de estimulação por múltiplos elétrodos 2. Capacidade de leitura de estímulos cardíacos naturais 3. Tensão de estímulos regulável entre 0 volts e 5 volts 4. Precisão de regulação na ordem da centenas de milivolts 5. Sistema alimentado por bateria

6. Comunicação e controlo do módulo pelo utilizador

7. Capacidade de trabalho autónoma após definidas as condições de funcionamento 8. Componentes a integrar a solução devem ter consumo energético reduzido

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20 Projeto da Solução proposta

4.2 Conceito do sistema

Importava nesta fase definir um conceito de sistema suportado pelos objetivos, focando por um lado o paciente, objetivamente o tratamento da doença e, paralelamente, a utilização do sistema como ferramenta médica numa vertente de teste e validação de conceitos. Tendo presente os requisitos supracitados foi idealizado um conceito que relaciona os possíveis módulos a serem implementados, tal sistema é representado pela figura: 4.1.

Figura 4.1: Primeiro conceito do sistema

Na figura pode-se observar:

• A interação entre o utilizador/médico e o sistema; • O controlo do sistema subdividido em alto e baixo nível;

• Um módulo responsável pela geração de impulsos que estaria conectado ao coração por vários elétrodos;

• Um módulo de leitura dos sinais cardíacos que trata o sinal e o entrega posteriormente ao controlador;

• Um módulo de alimentação de todo o sistema representado pela bateria.

Com este conceito foi possível esclarecer qual seria o resultado final ótimo desta dissertação, orientando-a para a criação de um primeiro protótipo capaz de reunir todas as funcionalidades impostas pelos requisitos. Este protótipo a ser concluído com êxito será utilizado em testes em animais como forma de validação tanto produto como do conceito.

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4.3 Outras considerações 21

4.3 Outras considerações

4.3.1 Enquadramento do projeto no mercado

Após um estudo das soluções existentes no mercado nesta área tecnológica, não foram en-contradas quaisquer alternativas ou soluções que representem um pacemaker multielétrodo com estimulação localizada em todas as áreas constituintes do coração humano. Todos os artigos en-contrados na literatura relatam soluções com sondas de estimulação multielétrodo (mais de um, até a um total de N elétrodos) que visam a ligação ao ventrículo esquerdo. Desta forma, e tanto quanto é do meu conhecimento, este projeto assume-se como pioneiro visto não existir qualquer alternativa no mercado.

É com base neste fundamento que foram discutidas medidas para salvaguardar a propriedade intelectual desta dissertação, nomeadamente:

• Pedido de exclusividade do tema por 3 anos; • Pedido provisório de patente;

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Capítulo 5

Descrição do Sistema Desenvolvido

Decorrida a parte de projeto e definido o tipo de produto final pretendido para esta disserta-ção, foi feito um estudo tecnológico de diferentes soluções possíveis a integrar o protótipo. Era importante nesta fase estipular um modelo funcional por forma que posteriormente se pudesse avançar para a escolha de componentes que o realizassem. Como obra de um estudo aprofundado de todas a variáveis envolvidas e tendo presente todo o trabalho feito previamente ganha forma um esboço do modelo funcional, figurado pela imagem 5.1, constituído por vários módulos capazes de estimulação e leitura em múltiplos pontos do coração. Este modelo assume-se como a base no desenvolvimento do sistema descrito nesta dissertação.

Figura 5.1: Primeiro modelo funcional 23

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24 Descrição do Sistema Desenvolvido

No decorrer do presente capítulo será feita uma exposição técnica da escolha e aplicação de todos os componentes utilizados no sistema, concretizando-se na solução adotada para o problema proposto.

5.1 Módulos do sistema

A solução desenvolvida foi estruturada por módulos, cada um deles incorporando funcionali-dades essenciais ao cumprimento dos requisitos. Além das exigências relacionadas com o cum-primento das necessidades requeridas para cada módulo individualmente, a escolha de todos os componentes passou por uma triagem feita de compromissos entre os seguintes tópicos:

• Consumo de energia

• Viabilidade de implementação no prazo pretendido • Relação qualidade preço

• Compatibilidade com restantes componentes • Disponibilidade nos fornecedores da faculdade

Como resultado destes parâmetros seletivos surgem todos os componentes utilizados nesta dissertação.

5.1.1 Módulo de estimulação

A tarefa reservada a este módulo é descrita pela entrega de um estímulo elétrico, com propri-edades bem definidas, ao coração. Por forma a cumprir todos os requisitos de sistema associados a este módulo, o processo de estimulação sugerido por esta dissertação é composto de três partes:

• Geração de estímulos • Interrupção e proteção • Multiplicação de estímulo

Estas partes são cumpridas por três integrados distintos que serão detalhados ao longo das próximas secções quanto a características e funcionalidades que incorporam.

5.1.1.1 Geração de estímulos

Uma das características dos Pacemakers é a necessidade de criação de estímulos regulados em tensão com uma precisão comum neste mercado na ordem dos 100mV . Após uma análise funcio-nal chegou-se à conclusão de que a criação de apenas uma tensão, ainda que regulável, partilhada por todos os elétrodos não representava uma solução interessante. Foi feita uma pesquisa alargada encontrando-se como melhor alternativa o integrado:

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5.1 Módulos do sistema 25

DAC088S085

Este dispositivo produzido pela Texas Instruments [12], define-se como um conversor digital-analógico com 8 bits de resolução e 8 saídas independentes. Cada saída é capaz de fornecer até 10mA e seu controlo é feito por SPI.

1. Controlo

O controlo deste integrado, tal como já foi referido, é feito por SPI (5.1.3.2). Na fi-gura5.6 podemos verificar que os pinos 1(Din=MOSI), 2 (Dout=MISO), 15 (SYNC=SS) e 16(SCLK=SCK) são utilizados para realizar essa comunicação. Alem das ligações físicas, existem propriedades da comunicação que devem ser definidas de acordo com as carac-terísticas deste módulo. A imagem 5.2 esclarece-nos quanto à sequência de comandos e temporização dos mesmos. Comparando esta imagem com a que representa os quatro mo-dos de funcionamento SPI (5.16) podemos identificar uma correspondência no diagrama superior direito. Estabelece-se, por conseguinte, o modo funcionamento para o presente caso como o 1 (de entre os modos de 0 a 3). Outra propriedade da comunicação exigida por este integrado é a ordenação da sequência de Bits que pode ser encontrada na sua folha de dados como MSB (Bit mais significativo vem primeiro).

Figura 5.2: Diagrama da temporização da comunicação serie do DAC088S085 [12]

Este integrado pode operar em 2 modos de funcionamento. A seleção dos modos de fun-cionamento e feita pelo envio de uma mensagem de 16 bits que permite a seleção entre os modos WRM e WTM. Os dois tratam da forma como o valor das saídas é atualizado (ver imagem:5.3). No modo WRM o valor da saída juntamente com a identificação desta são es-critos num registo e o comando só é cumprido após nova ordem. No outro caso, WTM, assim que um valor válido de uma saída é recebido pelo integrado a mesma é atualizada com esse valor (5.4). O integrado contém ainda um modo de encerramento que define as propriedades das saídas quando desligadas, conectando-as à massa por uma resistência selecionável. A resistência pode assumir três valores e selecionada individualmente para cada saída (5.5).

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Para este projeto os modos de funcionamento utilizados foram WTM para programar rapi-damente uma saída com o valor desejado e o modo de encerramento para permitir colocar a massa nas saídas.

Figura 5.3: Modos de funcionamento DAC088S085 [12]

Figura 5.4: Tabela de comandos DAC088S085 [12]

Figura 5.5: Tabela com modos de encerramento DAC088S085 [12]

A escolha dos modos está relacionada com a criação de um estímulo. Para que este aconteça tem de existir uma queda de tensão entre dois pontos. Assim, cada par de elétrodos terá um elétrodo conectado a um canal com um valor de tensão definido pelo modo WTM e um outro conectado a uma resistência para a massa definida pelo modo de encerramento.

Pelo que foi descrito, cada par de elétrodos receberá o estímulo de 1 dos 4 pares de saídas: • VoutA/VoutE

• VoutB/VoutF • VoutC/VoutG • VoutD/VoutH

Esta associação por pares de saídas do DAC088S085 permite adicionar ao Pacemaker a funcionalidade de inversão de polaridade do estímulo consoante o necessário.

2. Características elétricas

A alimentação deste integrado é feita a 5V pela entrada Va (pino 7,5.6) e massa pela entrada GND(pino 10,5.6).

A tensão referência para todas as saídas foi definida conectando-se 5V nos pinos Vref1 e Vref2.

Com uma referência de 5V e uma resolução preestabelecida de 8 Bits a regulação da tensão é feita por um comando de valor 0 a 255, para cada canal, com cada unidade a corresponder

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a 19mV na saída. Esta precisão supera os requisitos com uma margem de aproximadamente uma casa decimal.

A corrente máxima disponibilizada por cada saída é de um máximo de 10mA. Se analisar-mos o pior caso possível para a lei de Ohm (5.1), representado pelo maior valor de tensão possível e menor resistência, verificamos que os limites do integrado nunca serão ultrapas-sados. A escolha do valor de resistência para o pior caso está longe de ser o caso provável, uma vez que neste apenas está considerado um valor tido como dos mais baixos para um coração humano (normal) e não estão incluídas outras impedâncias do sistema, como por exemplo, a da interface elétrodo-tecido que se sabe ser bastante superior a este valor.

V = R × I I= 5/500 I= 10mA

(5.1)

Quanto a consumos de corrente elétrica para este integrado, assumindo mais uma vez o pior caso, teremos um máximo de 10mA por par de canais, perfazendo um total de 40mA.

3. Dimensões

As dimensões deste integrado são definidas pelo seu pacote. Foi escolhido o pacote TSSOP de 16 pinos. Sendo um pacote normalizado existe muito suporte para esta footprint, que é importante para a fase de prototipagem.

Figura 5.6: Esquema de entradas e saídas do DAC088S085 [12]

5.1.1.2 Interrupção e proteção

O equipamento necessário para assumir esta função teria de ser capaz de fazer um bloqueio eficaz à passagem do sinal vindo do DAC088S085 imprimindo segurança e eficácia ao

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Pacema-28 Descrição do Sistema Desenvolvido

ker. Esta função de interruptor iria impedir também o refluxo indesejado de corrente no sentido do DAC088S085. Após uma breve pesquisa encontrou-se um equipamento fabricado pela Texas Instrumentscapaz de desempenhar estas funções.

TS12A44513

Este integrado é um interruptor analógico CMOS com baixa resistência de funcionamento. É constituído por 4 interruptores dos quais dois são NC (normalmente fechados) e dois NO (normal-mente abertos) (5.7).

Figura 5.7: Esquema de entradas e saídas do TS12A44513 [13]

1. Controlo

O controlo deste integrado é feito por lógica digital através das entradas 5 (IN2), 6 (IN3), 13 (IN1) e 14 (IN4) apresentadas na imagem:5.7 [13]. A ativação dos interruptores NO é feita com um sinal digital compreendido entre 2.4V e VCC a passo que a desativação é feita com um sinal de 0V a 0.8V . Para os interruptores NC a dinâmica é a mesma, variando apenas na medida em que ao invés de a sua ativação se traduzir no fecho do interruptor, este abre. Os tempos médios de ativação e desativação dos interruptores deste integrado são, respeti-vamente, 45ns e 35ns. Estas velocidades são perfeitas para a aplicação pretendida, uma vez que comparadas com os tempos de transição do ciclo cardíaco, podem ser desprezadas

A alimentação deste integrado é feita a 5V pela entrada VCC (pino 14, 5.7) e massa pela entrada GND (pino 7,5.7).

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Este integrado permite a passagem de um sinal analógico com uma tensão máxima de VCC+ 0.3V e com corrente máxima de 20mA por interruptor. [13]

3. Dimensões

Foi escolhido o pacote SOIC de 14 pinos. A preferência por este pacote justifica-se pelas suas reduzidas dimensões e disponibilidade, em armazém da faculdade, de PCB que permite o uso desta footprint em placas de ensaio.

5.1.1.3 Multiplicação de estímulo

Para que o Pacemaker desenvolvido possibilitasse a estimulação de todas as zonas do coração, era necessária a estimulação por um número elevado de elétrodos de forma a cobrir igualmente todos os pontos de interesse. Para atingir esse objetivo foi feita uma pesquisa de mercado com o propósito de encontrar um componente que pudesse transmitir o estímulo vindo de cada um dos quatro pares de estimulação a mais do que um par de elétrodos. Esta solução foi encontrada num produto da maxim integrated.

MAX4639

Este integrado [14] define-se por ser constituído por um duplo multiplicador 1 : 4 de sinais analógicos de baixa voltagem, permitindo a transmissão de sinal de um par de estimulação/saídas por 4 pares de elétrodos.

1. Controlo

O controlo de deste integrado é feito recorrendo a 3 sinais digitais, um para a entrada A0 (pino 1), outro para a entrada EN (pino 2) e um terceiro para a entrada A1 (pino 16) (ver fi-gura:5.9). A ativação de cada uma destas entradas é feita com um sinal digital compreendido entre 2.4V e VCC, por outro lado, a desativação é feita com um sinal de 0V a 0.8V .

A escolha de canais é feita cumprindo a ativação das entradas A0, EN e A1 segundo a tabela representada pela imagem:5.8.

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A alimentação deste integrado é feita a 5V pela entrada V+ (pino 14, 5.9) e massa pela entrada GND e V- (pinos 15 e 3,5.9).

A corrente necessária para alimentar um MAX4639 é de 1uA.

Este integrado permite a passagem de um sinal analógico com uma tensão máxima de VCC+ 6V e com corrente máxima de 100mA por canal.

3. Dimensões

Foi escolhido o pacote SO de 16 pinos pelas mesmas razões descritas para o TS12A44513.

Figura 5.9: Esquema de entradas e saídas do MUX4639 [14]

5.1.1.4 Montagem

Os componentes descritos anteriormente foram utilizados para criar o módulo de estimulação. A implementação deste módulo consiste em 1 DAC088S085, 2 TS12A44513 e 4 MUX4639. Esta estrutura permite a estimulação por 4 zonas, constituídas cada uma por 4 pares de elétrodos, per-fazendo um total de 16 pares de elétrodos(5.28). A lógica de funcionamento pode ser brevemente descrita pelos seguintes pontos:

1. As saídas do DAC088S085 são divididas, tal como foi descrito previamente, em quatro pares de estimulação. Cada par com dois sinais.

2. Cada par destas saídas será conectado ás entradas dos interruptores do mesmo tipo (NO ou NC) do TS12A44513. Sendo quatro os interruptores de cada TS12A44513 e tendo cada

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par dois sinais que precisam de ser controlados ao mesmo tempo, é necessário um outro integrado deste tipo para controlar os restantes dois pares de estimulação.

3. Nas saídas de cada TS12A44513 encontram-se dois pares de estimulação. Se cada par for conectado a um MAX4639 fazemos com que os sinais desses pares possam alcançar quatro pares de elétrodos. Assim, as quatro zonas são constituídas por quatro pares cada uma, partilhando os elétrodos o mesmo par de estimulação do DAC088S085.

5.1.2 Módulo de leitura

A existência deste módulo foi pensada de forma a conceder dois atributos ao Pacemaker de-senvolvido: permitir a leitura de estímulos naturais usando-os como atuadores para os estímulos gerados pelo sistema e possibilitar a recolha de dados de funcionamento para análise do utilizador. A estrutura a adotar foi pensada de forma a viabilizar a utilização de todos os elétrodos, utiliza-dos no módulo de estimulação, para leitura. Desta maneira, não só seria possível estimular cada zona do coração como também fazer a respetiva leitura. A concretização desta estrutura pode ser dividida em três fases:

• Aquisição de sinal • Desmultiplicação de sinal • Elevação do sinal

5.1.2.1 Aquisição de sinal

A aquisição de um sinal elétrico é feita entre dois pontos. Para o caso em estudo esses pontos serão os pares de elétrodos. Outra componente importante para a ser equacionada para a esco-lha de equipamento capaz de cumprir esta tarefa é a intensidade do sinal a medir. Tal como foi descrito no capítulo 3, na secção comportamento elétrico, o sinal esperado estará compreendido numa janela de −2mV a 6mV que faz com que haja a necessidade de precisão por parte do equipa-mento escolhido. Foi selecionado de entre as opções no mercado uma solução criada pela Linear Technology.

LT1920

Este integrado [15] consiste num amplificador instrumental de precisão. A sua propriedade mais relevante é a de precisar apenas de uma resistência para ganhos de 1 a 10000. Com um erro máximo associado menor que 1%, esta é uma alternativa de qualidade para desempenhar as tarefas esperadas.

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1. Aquisição

A aquisição de sinal é feita pela ligação de cada par de elétrodos às entradas -IN (pino 2) e +IN (pino 3) do LT1920(5.10). No pino 6 (OUTPUT) iremos ter na saída uma diferença proporcional entre os dois sinais medidos.

Como foi abordado, a magnitude do sinal cardíaco é muito reduzida tornando difícil o seu tratamento e análise futura. Assim, é necessário aplicar um ganho da entrada para a saída, com o intuito de obter um sinal de mais fácil leitura e tratamento. A equação5.2é utilizada para, definindo um ganho, obter a resistência ou o inverso. Dadas características do sinal a amplificar foi estabelecida uma resistência Rg = 100Ω, após análise cuidada das impli-cações da mesma, definindo o ganho para G = 495. A resistência escolhida divide os seus terminais pelas entradas Rg(pinos 1 e 8,5.10).A equação5.3mostra o valor da saída para as condições impostas.

G= (49400/Rg) + 1

R= 49400/(G − 1) (5.2)

Vout−V re f = 495 × (Vin+−Vin−) (5.3) À entrada REF (pino 5) do integrado, que fixa o referencial deste, foi conectado o zero do sistema (massa).

Por ser um amplificador diferencial, e o sinal a ser medido ter parte positiva e negativa, a sua alimentação tem de ser dupla. Ligaram-se então 5V à entrada +Vs (pino 7) e −5V (pino 4) a -Vs.

A corrente máxima necessária para alimentar um LT1920 é de 1.3mA.

Este integrado permite a passagem de um sinal analógico com uma tensão não superior à alimentação e com corrente máxima de ±20mA nas entradas.

3. Dimensões

Foram selecionados dois pacotes deste integrado. O formato PDIP de 8 pinos foi usado para a fase de teste em placa de ensaio e o pacote S8 foi adquirido para a fase de prototipagem.

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Figura 5.10: Esquema de entradas e saídas do LT1920 [15] 5.1.2.2 Desmultiplicação de sinal

Pela quantidade de sinais a serem lidos é importante reduzir o número de entradas analógicas a ocupar no módulo de controlo. Por essa razão foi escolhido um integrado que pudesse fazer a li-gação entre as saídas de vários LT1920 e uma entrada analógica do controlador. Para desempenhar esta função foi utilizado um integrado produzido pela maxim integrated.

MAX4638

Como podemos verificar logo pelo nome, este integrado [14] tem características muito seme-lhantes às do MAX4639. A diferença entre estes dois produtos reside na constatação de que, o integrado escolhido para este módulo, incorpora um desmultiplicador 8 : 1 de sinais analógicos de baixa voltagem permitindo a transmissão de sinal de 8 sinais cardíacos por uma única entrada.

1. Controlo

O controlo do MAX4638 é feito com recurso a 4 sinais digitais, um para a entrada A0 (pino 1), outro para a entrada EN (pino 2), um terceiro para a entrada A1 (pino 16) e o quarto para a entrada A2 (pino 15)(ver figura:5.12). A ativação de cada uma destas entradas é feita com um sinal digital compreendido entre 2.4V e VCC, por outro lado, a desativação é feita com um sinal de 0V a 0.8V .

A escolha de canais é feita cumprindo a ativação das entradas A0, EN, A1 e A2 segundo a tabela representada pela imagem:5.11.

A alimentação deste integrado é feita a 5V pela entrada V+ (pino 13, 5.12) e massa pela entrada GND e V- (pinos 14 e 3,5.12).

A corrente necessária para alimentar este integrado é de 1uA.

O MAX4638 permite a passagem de um sinal analógico com uma tensão máxima de VCC + 6V e com corrente máxima de 100mA por canal.

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Figura 5.11: Esquema de entradas e saídas do MAX4638 [14]

3. Dimensões

O pacote escolhido foi SO de 16 pinos, sendo as razões que justificam essa opção as mesmas do TS12A44513 (3).

Figura 5.12: Esquema de entradas e saídas do MAX4638 [14]

5.1.2.3 Elevação do Sinal

O sinal à saída do MAX4638(COM) estará compreendido entre −1V e 3V . O registo de valores negativos faz com que estes não sejam lidos pela entrada analógica do módulo de controlo. Para resolver este problema foi criada, com um divisor de tensão para 5V , uma nova referência (V re f = 2.5V ) à entrada do módulo de controlo. A equação5.4exprime o valor da entrada do controlador (Vin) em função do sinal lido (x), para um ganho G = 495. A V re f é adicionado metade do valor lido amplificado, visto que as resistências têm o mesmo valor. Consequentemente, garantimos que o sinal lido pela entrada do controlador é sempre positivo para a gama de estímulos cardíacos

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esperados. A montagem do procedimento descrito pode ser examinada na figura:5.13.

Vin= (x × 495)/2 +V re f

x= 2 × (Vin −V re f )/(495) (5.4)

Figura 5.13: Esquema de montagem da elevação do sinal

5.1.2.4 Montagem

A estrutura que implementa o módulo de Leitura utiliza 16 LT1920, dois MAX4638 e duas elevações de sinal. Esta configuração possibilita a leitura de 16 estímulos naturais em 16 pontos do coração apenas com a utilização de duas entradas analógicas do módulo de controlo (5.28). A montagem deste módulo pode ser descrita por:

1. Cada par de elétrodos é conectado às entradas -IN e +IN de um LT1920.

2. Tendo o MAX4638 oito entradas, são ligadas cada uma das saídas dos LT1920 às oito entra-das do desmultiplicador. Como são apenas oito houve a necessidade de utilização de mais um MAX4638 ao qual estão ligados os restantes oito LT1920. Desta forma cada entrada analógica do controlador terá acesso a oito pontos do coração.

3. A elevação de tensão é feita, tal como se vê pela figura5.13, entre a saída de cada MAX4638 e a respetiva entrada analógica do controlador.

5.1.3 Módulo de controlo

O módulo de controlo, tal como o próprio nome indica, tem como objetivo, para esta solução, o controlo de todos os módulos anexos ao sistema com exceção do módulo de alimentação. O seu papel neste projeto assume uma relevância tal que a sua escolha influenciou desde a arquitetura do sistema até aos protocolos de comunicação e linguagens utilizadas.

Especificamente este bloco é responsável por todo o processamento, comando e execução de tarefas que são pedidas ao sistema. Por estas razões a sua escolha teve de ser equacionada com