CARLOS ALEXANDRE FERRI NEUROESTIMULADOR MICROCONTROLADO PARA UTILIZAÇÃO EM PROCEDIMENTOS ANESTÉSICOS

Transcrição

1 CARLOS ALEXANDRE FERRI NEUROESTIMULADOR MICROCONTROLADO PARA UTILIZAÇÃO EM PROCEDIMENTOS ANESTÉSICOS LONDRINA 2009

2 CARLOS ALEXANDRE FERRI NEUROESTIMULADOR MICROCONTROLADO PARA UTILIZAÇÃO EM PROCEDIMENTOS ANESTÉSICOS Trabalho de Conclusão de Curso apresentado ao Departamento de Engenharia Elétrica da Universidade Estadual de Londrina. Orientador: Prof. Dr. Ernesto F. Ferreyra Ramírez Londrina 2009

3 CARLOS ALEXANDRE FERRI NEUROESTIMULADOR MICROCONTROLADO PARA UTILIZAÇÃO EM PROCEDIMENTOS ANESTÉSICOS Trabalho de Conclusão de Curso apresentado ao Departamento de Engenharia Elétrica da Universidade Estadual de Londrina. COMISSÃO EXAMINADORA Prof. Dr. Ernesto F. Ferreyra Ramírez Universidade Estadual de Londrina Prof. Dr. Walter Germanovix Universidade Estadual de Londrina Prof. Dr. Ruberlei Gaino Universidade Estadual de Londrina Londrina, 02 de dezembro de 2009.

4 DEDICATÓRIAS - A Minha Família, que nos momentos de minha ausência dedicados ao estudo, sempre fizeram entender que o futuro, é feito apartir da constante dedicação no presente!!! - A minha namorada Gisele Silva de Aquino que tanto me apoiou, incentivou e acreditou no trabalho realizado!!! - Por final, à aquele, que me permitiu tudo isso, ao longo de toda a minha vida, e, não sómente nestes anos como universitário, à você meu DEUS, obrigado, reconheço cada vez mais em todos os meus momentos, que você é o maior mestre, que uma pessoa pode conhecer e reconhecer!!!

5 AGRADECIMENTOS Agradeço ao meu orientador, prof. Dr. Ernesto Fernando Ferreyra Ramírez, não só pela possibilidade de realização deste trabalho, mas especialmente pela sua amizade repleta de grandes conselhos e por seu exemplo de dignidade. Ao professor Dr. Walter Germanovix por todo o apoio e dedicação prestada e, o mais importante, me instigar cada vez mais na busca ao conhecimento. Ao professor Dr. Ruberlei Gaino por dividir parte do seu conhecimento sobre neuroestimulação comigo. A professora Msc. Maria Bernadete de Morais França pelo apoio na realização deste trabalho e pelo incentivo e ajuda no plano de pós-graduação. Ao professor Dr. Carlos Henrique Gonçalves Treviso pela paciência e esclarecimentos nas mais diversas duvidas. Ao professor Dr. Marcelo Carvalho Tosin pelo auxílio na confecção da parte digital deste trabalho. Aos meus amigos e amigas, minha segunda família, que fortaleceram os laços da igualdade, num ambiente fraterno e respeitoso!

6 O homem erudito é um descobridor de fatos que já existem - mas o homem sábio é um criador de valores que não existem e que ele faz existir. Albert Einstein

7 FERRI, Carlos Alexandre. Neuroestimulador microcontrolado utilizado em procedimentos Anestésicos pg. Trabalho de Conclusão de Curso (Graduação em Engenharia Elétrica) Universidade Estadual de Londrina, Londrina, RESUMO Nas últimas duas décadas, o uso de estimuladores elétricos de nervos periféricos, também conhecidos como neuroestimuladores, tem sido disseminado entre os médicos anestesiologistas. Esses equipamentos são considerados muito úteis nos procedimentos de anestesia regional e geral, pois, respectivamente, ajudam a encontrar o melhor local para colocar a agulha no paciente, reduzindo o risco de lesões nos nervos e melhorando a qualidade dos bloqueios periféricos e permitem monitorar o estado de relaxamento neuromuscular decorrente do uso de anestésicos, o qual permite ao anestesiologista melhor avaliar a intensidade do bloqueio neuromuscular. Para desenvolver este sistema, de forma a mantê-lo portátil, utilizou-se do microcontrolador da freescale HCS08AC32, o qual controla todos os parâmetros necessários a neuroestimulação, ou seja, largura do pulso, frequência e intensidade do estímulo, bem como aos padrões de estimulação (Simples, Tetânico, Pós-tetânico, DBS e TOF). Os avisos e informações ao usuário são feitos via LCD, Buzzer e LED possibilitando duplicidade de avisos. Para geração do sinal nos eletrodos foi empregado um circuito espelho de corrente permitindo, desta forma, controle da carga (Q) lançado ao paciente. Como alimentação ao espelho de corrente, um flyback (alimentado com 18V) com saída de 70V foi anexado ao sistema. Ao comparar os dados obtidos pelo neuroestimulador desenvolvido com outro presente no mercado verificou-se boa similaridade. Isto nos permite concluir que o equipamento desenvolvido está dentro do esperado bastando realizar algumas melhorias na parte de potência a fim de diminuir as distorções no formato de onda. Palavras-chave: Neuroestimulação. Microcontrolador. Anestesia. Espelho de corrente. i

8 FERRI, Carlos Alexandre. Microcontrolled Neuroestimulador used in procedures Anaesthetics pg. Trabalho de Conclusão de Curso (Graduação em Engenharia Elétrica) Universidade Estadual de Londrina, Londrina, In last the two decades, the use of electric stimulators of peripheral nerves, also known as neurostimulators, has been spread between the anesthesiologists doctors. These equipment is considered very useful in the regional and general anesthesia procedures, therefore, respectively, they help to find optimum place to place the needle in the patient, reducing the risk of injuries in the nerves and improving the quality of the peripheral blockades and allow to monitor the relaxation state to neuromuscular decurrent of the use of anaesthetics, which allows the anesthesiologist best to evaluate the intensity of the blockade to neuromuscular. To develop this system, of form to keep it portable, it was used of the microcontroller of freescale HCS08AC32, which controls all the necessary parameters the neurostimulation, either width of the pulse, frequency and intensity of I stimulate it, as well as the standards of stimulation (Single Twitch, Tetanic, Post-tetanic, DBS and TOF). The warning and information to the user are made way LCD, Buzzer and LED having made possible duplicity of acknowledgments. For generation of the signal in the electrodes a circuit was used chain mirror allowing, in such a way, control of the load (q) launched the patient. As feeding to the current mirror, a flyback (fed with 18V) with output of 70V was annexed to the system. By comparing the data obtained by the neurostimulator developed with another present in the market there was good similarity. This allows us to conclude that the equipment developed is as expected simply make some at the power in order to reduce distortions in the waveform. Key words: Neurostimulation. Microcontroller. Anesthesia. Current mirror. ii

9 LISTA DE ILUSTRAÇÕES FIGURA 1.1: OS NERVOS PERIFÉRICOS (FONTE: [5])... 4 FIGURA 1.2: O NERVO PERIFÉRICO MISTOS (FONTE: [6])... 5 FIGURA 1.3: O NEURÔNIO MODIFICADO DE (FONTE: [8]) FIGURA 1.4: ZONA SINÁPTICA. (MOD. DE: [9]) FIGURA 1.5: POTENCIAIS DE AÇÃO DE TRÊS TIPOS DE CÉLULAS DE VERTEBRADOS (FONTE: [10]) FIGURA 1.6: POTENCIAL DE AÇÃO DE UM NERVO ILUSTRANDO OS PERÍODOS REFRATÁRIOS ABSOLUTOS E RELATIVOS ASSOCIADOS (FONTE: [10]) FIGURA 1.7: TRANSMISSÃO NEUROMUSCULAR FIGURA 2.1: A RESPOSTA (A) SUBLIMIAR E (B) SUPRALIMIAR DE UMA FIBRA NERVOSA PARA UM ESTÍMULO EXTRACELULAR. (FONTE: [15]) FIGURA 2.2: CIRCUITO EQUIVALENTE DA PELE (FONTE: (8)) FIGURA 2.3: INFLUÊNCIA DA FREQUÊNCIA (FONTE: [17]) FIGURA 2.4: PROPRIEDADES DE ESTIMULAÇÃO DAS FIBRAS NERVOSAS. (A) INTENSIDADE-DURAÇÃO (B) CARGA-DURAÇÃO. (C) CORRENTE DISTÂNCIA (D) CORRENTE DIÂMETRO (FONTE: [15]) FIGURA 2.5: ESTRUTURA DE UMA FIBRA NERVOSA MIELINIZADA (FONTE: [15]) FIGURA 2.6: ESTIMULAÇÃO DE FIBRAS NERVOSAS COM PULSOS MONOFÁSICAS E BIFÁSICAS (FONTE:[15]) FIGURA 2.7: ELETRODOS DE SUPERFÍCIE [20] FIGURA 2.8: ELETRODOS INTERNOS [20] FIGURA 3.1: FORMATO DO ESTÍMULO SIMPLES PARA A FREQUÊNCIA DE 1 E 0,1 HZ.. 26 iii

10 FIGURA 3.2: FORMATO DO ESTÍMULO TETÂNICO PARA A FREQUÊNCIA DE 50 HZ FIGURA 3.3: FORMATO DO ESTÍMULO TOF FIGURA 3.4: FORMATO DA ESTIMULAÇÃO COM DUPLA SALVA DBS FIGURA 5.1: TENSÃO-CONSTANTE E CORRENTE-CONSTANTE (MOD. DE: [18]) FIGURA 5.2: DIAGRAMA DE BLOCO DO MICROCONTROLADOR HCS08AC (FONTE: [24]) FIGURA 5.3: ESPELHO DE CORRENTE BÁSICO (A) E CARACTERÍSTICAS DE SAÍDA DA FONTE DE CORRENTE (B) ( MOD. DE: [25]) FIGURA 5.4: ESPELHO DE WILSON (MOD. DE: [26]) FIGURA 5.5: TOPOLOGIAS BÁSICAS DE CONVERSOR CC FIGURA 5.6: ETAPAS DE FUNCIONAMENTO DO CONVERSOR FLYBACK EM MODO CONTÍNUO (FONTE: [27]) FIGURA 6.1: DIAGRAMA DE BLOCOS DO ESTIMULADOR DE NERVOS FIGURA 6.2: MC9S08AC32CPUE 64-PIN LQFP (FONTE: [24]) FIGURA 6.3: PROGRAMADOR E DEBUGADOR WTBDMS08 PARA MICROCONTROLADORES S08 DA FREESCALE FIGURA 6.4: OPERAÇÃO MONOPOLAR DO CONVERSOR D/A DAC0808 (FONTE:[29]) FIGURA 6.5: AMPLIFICADOR DIFERENCIAL UTILIZADO COMO GERADOR DE SINAL BIFÁSICO FIGURA 6.6: TECLADO MATRICIAL 4X FIGURA 6.7: DISPLAY LCD PARA MONITORAR E AUXILIAR NA CONFIGURAÇÃO DOS PADRÕES DE ESTIMULAÇÃO iv

11 FIGURA 6.8: BUZZER E LED PARA AVISOS SONOROS LUMINOSOS FIGURA 6.9: FONTE DE ALIMENTAÇÃO SIMÉTRICA FIGURA 6.10: ESPELHO DE CORRENTE DE WILSON FIGURA 6.11: CONVERSOR FLYBACK CONTROLADO POR SG FIGURA 6.12: CIRCUITOS DE AMOSTRAGEM DE CORRENTE E TENSÃO FIGURA 6.13: CONTROLE DIGITAL DE Iref ESPELHO DE CORRENTE FIGURA 7.1: LAYOUT DA PLACA DO MÓDULO DIGITAL FIGURA 7.2: MÓDULO DIGITAL FIGURA 7.3: LARGURA DOS PULSO PRODUZIDOS PELO MÓDULO DIGITAL. (A) 100US, (B) 200US E (C) 300US FIGURA 7.4: INFORMAÇÃO DO DISPLAY PARA ESTÍMULO SIMPLES FIGURA 7.5: ESTÍMULO SIMPLES PARA FREQUÊNCIAS DE (A) 1HZ E (B) 0,9HZ FIGURA 7.6: ESTÍMULOS SIMPLES PARA FREQUÊNCIAS DE 0,8HZ A 0,1HZ FIGURA 7.7: INFORMAÇÃO DO DISPLAY PARA ESTÍMULO TETÂNICO FIGURA 7.8: ESTÍMULOS TETÂNICOS PARA FREQUÊNCIAS DE (A)100HZ E (B) 50 HZ. 60 FIGURA 7.9: INFORMAÇÃO DO DISPLAY PARA ESTÍMULO PÓS-TETÂNICO FIGURA 7.10: ESTIMULAÇÃO PÓS-TETÂNICA FIGURA 7.11: INFORMAÇÃO DO DISPLAY PARA ESTÍMULO DBS FIGURA 7.12: ESTIMULAÇÃO COM DUPLA SALVA FIGURA 7.13: ESTIMULAÇÃO COM DUPLA SALVA OBTIDA DO ESTIMULADOR COMERCIAL FIGURA 7.14: INFORMAÇÃO DO DISPLAY PARA ESTÍMULO FIGURA 7.15: (A) ESTIMULAÇÃO TOF E (B) DISTÂNCIA ENTRE CADA REPETIÇÃO v

12 FIGURA 7.16: ESTIMULADOR COMERCIAL FIGURA 7.17: GRÁFICO DA RELAÇÃO BINÁRIO X TENSÃO DE SAÍDA DO DAC FIGURA 7.18: LAYOUT DA PLACA ANALÓGICA (ESPELHO DE CORRENTE E FLYBACK). 67 FIGURA 7.19: MÓDULO ANALÓGICO FIGURA 7.20: FORMA DE ONDA PRODUZIDO PELA SIMULAÇÃO DO CIRCUITO COM CORRENTE DE 10 MA FIGURA 7.21: FORMA DE ONDA PRODUZIDO PELA SIMULAÇÃO DO CIRCUITO COM CORRENTE DE 50 MA FIGURA 7.22: LARGURA DE PULSO NA SAÍDA DO ESPELHO DE CORRENTE FIGURA 7.23: ESTÍMULOS SIMPLES COM FREQUÊNCIA DE 0,5 HZ A 1 HZ FIGURA 7.24: ESTÍMULOS SIMPLES COM FREQUÊNCIA DE 0,1 HZ A 0,4 HZ FIGURA 7.25: ESTÍMULOS TETÂNICO DE 50 HZ E 100 HZ FIGURA 7.26: ESTIMULAÇÃO PÓS-TETÂNICA FIGURA 7.27: (A)TEMPO DE 8S ENTRE CADA REPETIÇÃO E (B) TEMPO DE 750MS ENTRE CADA SALVA FIGURA 7.28: UMA SALVA DO ESTÍMULO DBS EM 50 HZ FIGURA 7.29: TEMPO DE 10 SEGUNDOS ENTRE CADA REPETIÇÃO FIGURA 7.30: RESPOSTA A UM ESTÍMULO OBTIDO COM CARGA PADRÃO vi

13 LISTA DE TABELAS TABELA 1 - RESISTÊNCIA DO CORPO HUMANO EM FUNÇÃO DO ESTADO DA PELE (FONTE: [16]) TABELA 2: LIMIAR DE SENSAÇÃO EM FUNÇÃO DO AUMENTO DA FREQUÊNCIA (FONTE: [16]) TABELA 3: GERAÇÃO DO SINAL DE ESTIMULAÇÃO TABELA 4: RELAÇÃO BINÁRIO X TENSÃO DE REFERÊNCIA TABELA 5: COMPARAÇÃO ENTRE OS DOIS MÓDULOS E A LARGURA DE PULSO DESENVOLVIDO TABELA 6: RELAÇÃO ENTRE IREF X CORRENTE NA CARGA TABELA 7: GASTO ENERGÉTICO DO MÓDULO DIGITAL TABELA 8: GASTO ENERGÉTICO DO MÓDULO ANALÓGICO vii

14 SUMÁRIO INTRODUÇÃO... 1 Capítulo SISTEMA NERVOSO O Sistema Nervoso Periférico O Neurônio Neurotransmissores e Sinapses Lei do Tudo-ou-Nada, Potencial de Ação e Período Refratário Transmissão neuromuscular Bloqueadores Neuromusculares Capítulo ESTIMULAÇÃO ELÉTRICA DE NERVOS Os princípios fundamentais de neuroestimulação A corrente Limiar e propagação Impedância dos tecidos vivos Sensibilidade elétrica do corpo humano Relação intensidade-duração Relação carga-duração Relação corrente distância entre eletrodo e nervo Relação Corrente Diâmetro do Nervo viii

15 2.10 Efeito da Polaridade do Estímulo Estimulação Monofásica Versus Bifásica Estimulação de nervos em procedimentos anestésicos Eletrodos Capítulo PADRÕES DE ESTIMULAÇÃO Estimulação Simples Estímulo Tetânico Potenciação pós-tetânica Sequencia de quatro estímulo (Train-of-Four ou TOF) Estimulação com Dubla Salva (Double-burst-stimulation ou DBS) Capítulo CARACTERÍSTICAS DE UM ESTIMULADOR DE NERVOS Forma de onda Intensidade da corrente Duração do impulso Máxima carga de saída Funcionalidade Capítulo CIRCUITOS E COMPONENTES Fonte de corrente versus fonte de tensão ix

16 5.2 O microcontrolador O Espelho de corrente O conversor CC-CC Capítulo MATERIAIS E MÉTODOS Sistema proposto Módulo microcontrolado para geração, monitoração e controle dos padrões de estimulação O Microcontrolador O conversor digital para analógico (DAC) Geração da forma de onda Teclado para acionamento de funções Interface informativa entre equipamento e usuário Fonte de alimentação Módulo Analógico Espelho de corrente e seus controles Conversor Flyback Controlado por SG3525A Amostragem de corrente e tensão via ADC Conversor Binário x Corrente x

17 Capítulo RESULTADOS E DISCUSSÃO Módulo digital Larguras de pulso e tempo de subida e descida Estimulação Simples Estimulação Tetânica Estimulação Pós-tetânica Estimulação com dupla salva (DBS) Estimulação em sequência de quatro estímulos (TOF) Conversor DAC e a corrente de referência Módulo Analógico Simulação Largura de pulso e tempo de subida e descida Estimulação Simples Estimulação Tetânica Estimulação Pós-Tetânica Estimulação com Dupla Salva (DBS) Estimulação em sequência de quatro estímulos Relação IREF x Corrente na carga Amostragem da Tensão e corrente na carga xi

18 7.3 Gasto Energético Considerações Finais Conclusão Trabalhos Futuros REFERÊNCIaS ANEXOS ANEXOS A - Fluxogramas ANEXO B CÓDIGO EM C xii

19 INTRODUÇÃO Perthes, em 1912, foi o primeiro a utilizar a eletrolocalização de nervos em anestesia regional. O equipamento utilizado na época era grande, ocasionando restrições em seu uso. Strohl descreveu em 1921 um neuroestimulador portátil, desenvolvido para estudar a função do nervo periférico. Um grande hiato se deu até que, Person em 1955 e depois Greenblatt em 1962, descreveram estimuladores aplicáveis especialmente à anestesia regional [1]. Embora descrito como de utilidade na execução de bloqueios de nervos periféricos desde a década de 1910, o uso de neuroestimuladores só veio a ser incorporado na prática da anestesia regional na década de No Brasil, chegou com dez anos de atraso, tendo se firmado como auxiliar na prática anestésica somente na década de 1990 [1]. Esses equipamentos são considerados muito úteis nos procedimentos de anestesia (bloqueios) regional e geral, pois, respectivamente: Ajudam a encontrar o melhor local para colocar a agulha no paciente, visto que permitem a identificação precisa de cada nervo do plexo. Sendo assim, reduz-se o risco de lesões nos nervos e melhorando a qualidade dos bloqueios periféricos, evitando a injeção de grandes quantidades de anestésico, principalmente em crianças, as quais ainda não possuem suas estruturas anatômicas perfeitamente definidas [1][2][3]. Permitem monitorar o estado de relaxamento neuromuscular decorrente do uso de bloqueador neuromuscular (anestésico), possibilitando, assim, determinar o melhor momento de administrar uma dose suplementar de anestésico. Permite avaliar a recuperação do bloqueio neuromuscular quando associado a critérios clínicos [4]. O presente trabalho tem por finalidade desenvolver um sistema microcontrolado, cujo objetivo seja de gerar padrões de estimulação. Este 1

20 estimulador permitirá excitar nervos periféricos com total segurança possibilitando seu uso como auxílio a procedimentos anestésicos. Deste modo, este trabalho consiste em desenvolver um estimulador de nervos periféricos com as seguintes características: Baixo custo de produção; Alto desempenho garantindo máximo aproveitamento do sistema e baixo consumo de energia; Ótima funcionalidade com presença de todos os padrões de estimulação (Simples, Tetânico, Pós-Tetânico, Dupla salva e Sequencia de quatro estímulos), Avisos sonoros e visuais e indicação de polaridade de eletrodos; Excelente qualidade nas larguras de pulso e na corrente referida em relação à corrente lançada ao paciente; O trabalho está organizado da seguinte maneira: No primeiro capítulo tem-se uma breve descrição sobre o sistema nervoso periférico e as características fisiológicas dos neurônios. No segundo capítulo apresentam-se os princípios e características básicos para a neuroestimulação. O terceiro capítulo é destinado a explicar os padrões de eletroestimulação aplicados no auxilio ao anestesiologista. No quarto capítulo é apresentado as características necessárias a um bom estimulador quando aplicado à procedimentos anestésicos. No quinto capítulo são apresentados alguns equipamentos básicos que serão utilizados no desenvolvimento deste equipamento. O sexto capítulo apresenta-se, detalhadamente, todos os mecanismos utilizados no desenvolvimento do neuroestimulador. Desde a parte digital (Microcontrolador, teclado matricial, LCD, conversores DAC e diversos periféricos) até a parte analógica (Espelho de corrente, Flyback, Controle digital de corrente de referencia e pontos de amostragem de tensão e corrente). O sétimo capítula apresenta-se os resultados e suas discussões 2

21 comparando o equipamento desenvolvido com um estimulador comercial a fim de validar o sistema desenvolvido neste trabalho. No sétimo capítulo são apresentadas as conclusões e sugestões para trabalhos futuros. Por fim, são apresentadas as referências e dois anexos contendo os fluxogramas e código C desenvolvidos para o microcontrolador. 3

22 CAPÍTULO 1 1. SISTEMA NERVOSO 1.1 O SISTEMA NERVOSO PERIFÉRICO Os nervos periféricos (Figura 1.1) conectam as extremidades e tronco com a medula espinhal. A maioria dos nervos periféricos são chamados mistos, porque contém fibras nervosas (axônios) dos três tipos: motoneurônio, neurônios sensitivos de primeira ordem e neurônios autônomos (Figura 1.2). Os chamados nervos sensitivos possuem quase todos os axônios oriundos de células sensitivas e nenhum nervo periférico é formado por apenas fibras motoras ou autônomas. Os motoneurônios e neurônios autônomos transmitem, através de potenciais de ação, a informação da medula espinhal para a periferia, enquanto que os neurônios sensitivos enviam informações sensitivas da periferia para a medula, que são retransmitidos para o encéfalo. Figura 1.1: Os nervos periféricos (Fonte: [5]). 4

23 Figura 1.2: O nervo periférico mistos (Fonte: [6]). Além das fibras nervosas, os nervos periféricos apresentam outros tecidos em sua formação. As células de Schwann aumentam a velocidade de transmissão, o tecido conectivo faz o isolamento das fibras nervosas, permitindo a propagação individual da informação em cada fibra e vasos sanguíneos nutrem as células que compõem o nervo. 1.2 O NEURÔNIO O Neurônio típico apresenta quatro regiões morfologicamente definidas: o corpo celular, os dendritos, o axônio e suas terminações présinápticas (Figura 1.3). Cada uma dessas regiões possui funções específicas na geração de sinais [4][7]. Soma: O corpo do neurônio, em realidade, ocupa um volume relativamente pequeno comparado com o total da célula. O soma é um centro metabólico e de síntese proteica importante. Em sua estrutura, além de componentes celulares como o núcleo, o retículo endoplasmático, o aparelho 5

24 de Golgi e as mitocôndrias, encontram-se os chamados neurofilamentos 1 e neurofibrilas 2. Estes constituem uma verdadeira rede de comunicação em todo o citoplasma. Figura 1.3: O Neurônio modificado de (Fonte: [8]). Dendritos: A maioria das células apresenta muitos prolongamentos, que se ramificam em vários outros dendritos; esses dendritos começam como uma suave extrusão do corpo celular, e que a cada divisão, vai se estreitando. Existem diversos tipos: retos ou muito sinuosos, longos e 1 Conferem rigidez estrutural aos neurônios 2 Agregações de neurofilamentos 6

25 curtos, muito ou pouco ramificados. Têm como principal função a coleta ou recepção de sinais advindos de outras células neurais. Axônio: É a principal unidade condutora do neurônio, sendo capaz de conduzir sinais elétricos por distâncias que variam no corpo humano entre 0,1 mm a 2 m. Muitos axônios se dividem em vários ramos e dessa forma, conduzem informações, em forma de sinais elétricos, para diferentes destinos. Esses sinais elétricos conhecidos como potenciais de ação são impulsos nervosos rápidos, transientes, com amplitude de +40 mv a +80 mv e duração de aproximadamente 1ms. Axônios de maior calibre são circundados por bainhas de mielina, que asseguram uma condução dos sinais elétricos em alta velocidade, podendo chegar a 100 m/s. Essa bainha é interrompida a intervalos regulares, pelos nódulos de Ranvier. Nesses nódulos, que são desprovidos de isolamento elétrico, ocorre a regeneração do potencial de ação. Em sua terminação, o axônio se divide em ramos muito finos, que fazem contatos com outros neurônios. Esses contatos são denominados sinapses. Assim, a célula transmissora de um sinal é chamada de pré-sináptica e as receptoras de pós-sinápticas [7] [8]. 1.3 NEUROTRANSMISSORES E SINAPSES Neurotransmissores: são substâncias químicas produzidas pelos neurônios, as células nervosas. Por meio delas, podem enviar informações à outras células. Podem também estimular a continuidade de um impulso ou efetuar a reação final no órgão ou músculo alvo [7]. Sinapse: é uma zona de interação entre duas células especializadas para a transmissão do impulso nervoso, geralmente um neurônio ou seu prolongamento e outro neurônio ou efetor. É constituída por três elementos (Figura 1.4): Axônio Pré-sináptico ou célula transmissora (A), Fenda sináptica (B) e Célula Pós-sináptica ou célula receptora (C). Algumas 7

26 enzimas inativam quimicamente os neurotransmissores, interrompendo a sua ação. As sinapses são classificadas em dois grupos: elétrica e química [6][7][8]. Sinapses químicas: Não há continuidade estrutural entre a membrana pré-sináptica e a pós-sináptica. O potencial de membrana provoca a liberação do conteúdo das vesículas sinápticas no espaço sináptico em resposta ao aumento de Ca 2+, que ocorre com a chegada de cada potencial de ação axônico. Os neurotransmissores unem-se aos receptores na membrana plasmática pós-sináptica e regula direta ou indiretamente a abertura de canais iônicos. Apesar da lentidão que possuem, em comparação com as sinapses elétricas, as sinapses químicas têm a propriedade de amplificação. Considerando que apenas duas moléculas de neurotransmissores são capazes de ativar um receptor, a descarga de uma vesicular ativa muitos milhares de receptores, o que gera a abertura de milhares de canais iônicos que são capazes de despolarizar uma celular pós-sináptica grande [7]. 1 Vesículas sinápticas 2 - Segundos mensageiros 4 Neurotransmissores 5 - Bombas de recaptação 6 - Receptores celulares pós-sinápticos Figura 1.4: Zona sináptica. (Mod. de: [9]). Sinapses elétricas: Quando é injetada uma corrente na présinapse, essa flui pelos canais de baixa resistência e alta condutância que conectam a membrana plasmática pré-sináptica e a pós-sináptica. As cargas positivas passam para o interior da membrana da célula pós-sináptica e a 8

27 despolarizam; se a despolarização excede um limiar, abrem-se canais ativados por voltagem que geram um potencial de ação [7]. 1.4 LEI DO TUDO-OU-NADA, POTENCIAL DE AÇÃO E PERÍODO REFRATÁRIO A lei do tudo-ou-nada diz que: Um neurônio só consegue enviar um pulso se a intensidade do pulso for acima de um determinado nível, fazendo com que a sua membrana seja despolarizada e repolarizada. Este valor mínimo que permite a transmissão do potencial de ação é conhecido como potencial limiar. Os valores abaixo do potencial limiar são conhecidos como sublimiares, e cada célula possui um valor característico de potencial limiar [10]. Potencial de ação: consiste em uma rápida variação do potencial da membrana. Na ausência de perturbações externas, os potenciais de membranas permanecem constantes. Entretanto, um estímulo externo às células nervosas e musculares produz uma variação em seus potenciais de membrana. Essa variação rápida, que se propaga ao longo de uma dessas células, é denominada potencial de ação. Em todos os potenciais de ação medidos, partindo do potencial de repouso, o potencial se eleva rapidamente a um valor positivo e volta mais lentamente ao potencial de repouso. O valor deste potencial é mantido pelas concentrações de íons principalmente de sódio (Na+), de potássio (K+), de cloro (Cl-) e anions orgânicos (A-). No geral, o potencial de repouso da membrana vai de -70 a -90mV em fibras nervosas e musculares e de -40 a 60mV em músculos liso e cardíaco atingindo os valores de +10 a +30mV para fibras nervosas e musculares e +40mV em músculos liso e cardíacas quando há o disparo do potencial de ação (figura 1.5). A duração do potencial de ação, por outro lado, difere bastante de célula para célula [10]. 9

28 Figura 1.5: Potenciais de ação de três tipos de células de vertebrados (Fonte: [10]). Período refratário: Quando ocorre um impulso nervoso, a membrana celular passa então a ter um potencial em torno de 30 mv, existe um período para que a membrana volte ao seu potencial de equilíbrio de, aproximadamente, -70 mv (figura 1.6). Isto significa que, quando uma célula está refratária, ela é incapaz de disparar um segundo potencial de ação, seja qual for a intensidade da estimulação. Este estado sem resposta é chamado de período refratário absoluto e durante ele, qualquer estímulo produzido, mesmo com grande intensidade, será incapaz de gerar um impulso nervoso [11]. Durante a parte final do potencial de ação, a célula é capaz de disparar um segundo potencial de ação, mas um estímulo mais forte do que o normal é necessário. Este período é chamado de período refratário relativo [10]. Figura 1.6: Potencial de ação de um nervo ilustrando os períodos refratários absolutos e relativos associados (Fonte: [10]). 10

29 1.5 TRANSMISSÃO NEUROMUSCULAR A transmissão neuromuscular se inicia com a chegada de um potencial de ação na terminação nervosa. Com isso, ocorre a abertura dos canais de cálcio permitindo a fusão das vesículas de acetilcolina 3 com a membrana nervosa, com consequente liberação de acetilcolina na fenda sináptica. A acetilcolina liberada difunde-se pela fenda sináptica e vai atuar nos receptores da placa terminal. Quando a acetilcolina ocupa os dois sítios α do receptor da placa terminal, o canal iônico abre. Quando um numero limite de canais iônicos são abertos, gera-se um potencial de placa terminal, que abre os canais de sódio da membrana perijuncional, gerando um potencial de ação na fibra muscular. A acetilcolina é rapidamente hidrolisada em acetato e colina pela enzima acetilcolinesterase. Com a hidrólise da acetilcolina, os canais iônicos da placa terminal fecham e ela se regulariza. Todo este sistema está ilustrado na Figura 1.7 [4]. Figura 1.7: Transmissão Neuromuscular 3 Neurotransmissor 11

30 1.6 BLOQUEADORES NEUROMUSCULARES A junção neuromuscular é uma sinapse formada pelo terminal nervoso (região pré-sináptica), uma estreita fenda sináptica (20 a 50 nm), e por uma região especializada da membrana da fibra muscular chamada placa terminal (região pós-sináptica). Essa região de aproximação entre o neurônio motor e a fibra muscular é especializada em transmitir e receber mensagens químicas e transformá-las em um pulso elétricos (Figura 1.4). Os bloqueadores neuromusculares atuam nessa região, impedindo a passagem do impulso do terminal nervoso para a fibra muscular [4]. Os bloqueadores neuromusculares apresentam uma estrutura similar à acetilcolina, o que lhes permite ocupar os receptores de acetilcolina. De acordo com seu mecanismo de ação, podem ser divididos em dois grupos. Os adespolarizantes evitam a ativação do receptor pela acetilcolina, enquanto que os despolarizantes ativam esses receptores de maneira semelhante à acetilcolina. Bloqueio adespolarizantes: é um bloqueio competitivo causado por fármacos que se ligam aos receptores de acetilcolina, impedindo a abertura do canal iônico e o surgimento do potencial de placa terminal (póssináptico) [4]. Bloqueio despolarizante: É um bloqueio não-competitivo causado por fármacos que mimetizam a ação da acetilcolina. O bloqueador despolarizante, atuando no receptor de acetilcolina. Mas ao contrário da acetilcolina, o bloqueador despolarizante não é metabolizado pela acetilcolinesterase. Isso faz com que a placa terminal permaneça despolarizada por um tempo prolongado [4]. 12

31 CAPÍTULO 2 2. ESTIMULAÇÃO ELÉTRICA DE NERVOS 2.1 OS PRINCÍPIOS FUNDAMENTAIS DE NEUROESTIMULAÇÃO A função neuromuscular é monitorada pela avaliação da resposta muscular ao estímulo supramáximo de um nervo motor periférico (a unidade motora é constituída por um neurônio motor e um músculo, que são separados pela junção neuromuscular. Tipicamente, uma fibra nervosa irá inervar entre 5 e 2000 fibras musculares). A estimulação de uma única fibra muscular segue o princípio do tudo-ou-nada [12][13]. A fim de estimular um nervo, uma corrente elétrica terá de ser aplicadas. Para que o potencial de ação seja gerado em todas as fibras nervosas de um determinado nervo motor, uma corrente de amplitude e duração suficiente deverá ser fornecida [13]. 2.2 A CORRENTE A quantidade de corrente necessária para obter uma resposta muscular detectável é a corrente limiar (15 ma). Já a corrente necessário para induzir despolarização em todas as fibras nervosas de um determinado feixe é a corrente máxima. Para que a estimulação seja eficaz, o estímulo deve ser verdadeiramente máximo durante todo o período de monitoração. Para a monitoração clínica, normalmente é aplicada uma corrente de intensidade supramáxima, ou seja, de 10% a 20% maior que a corrente máxima e 2 a 3 vezes mais elevada do que a corrente limiar. Isso garante que nas estimativas do bloqueio neuromuscular não se encontraram erros devido à falta de estimular todas as fibras nervosas [12][14]. 13

32 2.3 LIMIAR E PROPAGAÇÃO Uma fibra nervosa pode ser estimulada através da alteração do potencial de membrana em toda a fibra nervosa (despolarização). Durante o repouso, o potencial através da membrana é de cerca de -70mV, medido no interior em relação ao exterior. Tornar o potencial transmembrana menos negativos, referido como despolarização, é necessária para gerar excitação e iniciar o potencial de ação [14] [15]. Fibras nervosas são não-lineares e respondem a um estímulo elétrico com o princípio do tudo-ou-nada. A resposta de uma fibra nervosa a um estímulo sublimiar e supralimiar é mostrada na figura 2.1. Em resposta ao menor estímulo (figura 2.1a), a membrana neural responde de forma linear, carregamento e descarregamento durante e após o estímulo, respectivamente, e nenhum potencial de ação é iniciado, ou seja, o estímulo sublimiar gera uma resposta passiva que não se propagam e decai com a distância a partir do nó sob o eletrodo. Quando o estímulo é aumentado acima da amplitude crítica (limiar)(figura 2.1b), a membrana inicia um potencial de ação como resultado do fluxo de íons de sódio a partir do espaço extracelular para o espaço intracelular. Este potencial de ação é então propagado em ambas as direções ao longo da fibra [15]. Figura 2.1: A resposta (a) sublimiar e (b) supralimiar de uma fibra nervosa para um estímulo extracelular. (Fonte: [15]). 14

33 A despolarização de uma fibra nervosa pode ser alcançada pela injeção intracelular de corrente resultando em corrente transmembranica fluindo do meio intracelular para o meio extracelular ou pela imposição de um potencial de distribuição extracelular que resulta na corrente transmembrana fluindo do meio intracelular para o meio extracelular. Um pulso de corrente elétrica entregue através de eletrodos extracelular localizados nas proximidades da fibra nervosa pode ser usado para criar potenciais extracelulares no tecido que, por sua vez, podem levar à geração de um potencial de ação. A distribuição dos potenciais extracelulares é dependente da geometria do eletrodo. As propriedades elétricas do tecido extracelular bem como a amplitude da estimulação e do seu efeito sobre os potenciais nos neurônios dependem do tipo de células nervosas, seu tamanho e geometria, bem como a características temporais dos estímulos [15]. 2.4 IMPEDÂNCIA DOS TECIDOS VIVOS Pode-se representar as células do organismo através de um circuito eletrônico e aplicar-lhes as leis que regem a eletroeletrônica, pois os sistemas biológicos podem ser esquematicamente considerados como uma combinação de resistências e capacitâncias [11]. Um modelo simples utilizado para representar a impedância da pele pode ser visto na Figura 2.2, onde o resistor R D e o capacitor C D representam a resistência e a capacitância da derme 4 respectivamente, e R E a resistência epidérmica 5 [8]. 4 é um tecido conjuntivo que sustenta a epiderme. 5 Camada mais superficial da pele. 15

34 Figura 2.2: Circuito equivalente da pele (Fonte: (8)). De acordo com estudos médicos foi possível estabelecer estatisticamente valores aceitáveis internacionalmente da resistência do corpo humano, como os indicados no quadro seguinte [16]. Tabela 1 - Resistência do corpo humano em função do estado da pele (Fonte: [16]). 2.5 SENSIBILIDADE ELÉTRICA DO CORPO HUMANO O Limiar de Sensação da corrente (figura 2.3) cresce com um aumento da frequência, ou seja, correntes com frequências maiores são menos sentidas pelo organismo, estas correntes de altas frequências acima 100kHz, cujos efeitos se limitam ao aquecimento são amplamente utilizadas na medicina como fonte de febre artificial. 16

35 Curva 1 - Limite convencional dos valores de corrente dos quais não resulta normalmente nenhuma reação Curva 2 - Início de percepção para 50% das pessoas Curva 3 - Início de percepção para 99,5% das pessoas Curva 4 - Corrente de largar para 99,5% das pessoas Curva 5 - Corrente de largar para 50% das pessoas Curva 6 - Corrente de largar para 0,5% das pessoas Figura 2.3: Influência da frequência (Fonte: [17]) Tabela 2: Limiar de Sensação em função do aumento da frequência (Fonte: [16]). Frequência (Hz) Limiar de Sensação (ma) 1 1, Corrente de largar é o valor máximo de corrente que uma pessoa pode suportar quando estiver segurando um objeto energizado e ainda ser capaz de largá-lo pela ação de músculos diretamente estimulados por esta corrente [17]. 2.6 RELAÇÃO INTENSIDADE-DURAÇÃO 17

36 A amplitude de um estímulo necessária à excitação de uma única fibra nervosa, I t, aumenta à medida que a duração do estímulo é diminuída. A relação intensidade-duração (Figura 2.4a) descreve a corrente limiar necessário para excitar uma única fibra em função da duração do estímulo (PW). A curva intensidade-duração da excitação neural relaciona a amplitude com a duração de impulso. A reobase é a intensidade de estimulação requerida para excitação com pulso de duração infinita, e a cronaxie é a mínima duração de um pulso para que haja excitação, quando a amplitude do estímulo é igual ao dobro da intensidade da reobase. A Figura 2.4a mostra um exemplo de curva intensidade-duração. I t = I r 1 + T c PW eq. 1 O parâmetro I r é a corrente reobase e é definida como a amplitude de corrente necessária para excitar um único neurônico com um pulso de duração infinita. O parâmetro T c é a cronaxia e é definida como a duração do pulso necessário para excitar um neurônio com um pulso de amplitude igual a duas vezes ao da corrente reobase [15]. 2.7 RELAÇÃO CARGA-DURAÇÃO A quantidade de carga necessária para a excitação, Q t, pode ser determinada diretamente pela integral, em relação ao tempo, da curva intensidade-duração (figura 2.4b). A relação carga-duração descreve a carga limiar necessária par excitar uma única fibra, em função da duração do estímulo. Q t = Q r PW + T c eq. 2 18

37 A carga necessária para a excitação diminui à medida que a duração dos pulsos diminui. Assim, embora pulsos de curta duração exijam altas correntes de excitação eles são mais eficientes em produzir excitação ao se compara com os de longa duração. Reduzir a carga necessária para excitação implica na redução da probabilidade de corrosão do eletrodo ou do dano ao tecido celular e reduz a potência exigida pelo estimulador [15]. Figura 2.4: Propriedades de estimulação das fibras nervosas. (a) intensidade-duração (b) carga-duração. (c) Corrente distância (d) Corrente Diâmetro (Fonte: [15]). 2.8 RELAÇÃO CORRENTE DISTÂNCIA ENTRE ELETRODO E NERVO A corrente necessária para a estimulação extracelular de axônios também depende da relação espacial entre os eletrodos e as fibras nervosas (figura 2.4c). Potenciais transmembrana geradas por correntes extracelulares são maiores nas fibras mais próximas ao eletrodo. Assim, menos 19

38 corrente é necessária para estimular neurônios nas proximidades do eletrodo. Como a distância entre o eletrodo e da fibra, r, aumenta, o limiar, I t, também aumenta. A mudança no limiar de excitação das fibras nervosas mielinizadas em relação à distância e um ponto fonte (eletrodo) são descrita pela Equação abaixo chamada relação corrente distância o qual mostra que a intensidade limiar exigido para a estimulação da fibra nervosa varia diretamente com o quadrado da distância entre os eletrodos e as fibras nervosas. I t = I R + k r 2 eq. 3 O deslocamento, I R, determina o limiar absoluto e o coeficiente, k, determina a diferença de limiar entre fibras em diferentes distâncias do eletrodo [15]. 2.9 RELAÇÃO CORRENTE DIÂMETRO DO NERVO Em resposta a um estímulo aplicado externamente, fibras nervosas com um maior espaçamento entre os nós de Ranvier, experimentam variações no potencial transmembrana maiores que aquelas nas fibras com um afastamento internodal menor. Sob circunstâncias normais, as fibras nervosas com diâmetro maiores têm afastamentos internodais maiores, visto que L 100 D (figura 2.5). Assim, as fibras com diâmetros maiores são ativadas com amplitudes de estímulos menores do que as fibras de diâmetro menores. A dependência do limiar de excitação de fibras nervosas mielinizadas com um eletrodo pontual, em função do diâmetro da fibra, é descrita pela Equação abaixo, o qual, mostra que a intensidade limiar exigido para a estimulação de fibras nervosas varia inversamente com a raiz quadrada do diâmetro das fibras nervosas. Um exemplo da curva corrente-intensidade é mostrada na figura 2.4d [15]. 20

39 I t D = I D + a D eq. 4 Figura 2.5: Estrutura de uma fibra nervosa mielinizada (Fonte: [15]) 2.10 EFEITO DA POLARIDADE DO ESTÍMULO A polaridade de uma estimulação monofásica tem uma influência direta sobre o limiar e o padrão de estimulação. Os estímulos catódicos aplicados extracelularmente despolarizam a membrana neuronal na proximidade do eletrodo e um potencial de ação é gerado. Os estímulos anódicos, ao contrário, hiperpolarizam a membrana junto ao eletrodo. Estes estímulos podem igualmente gerar a excitação nas regiões de membrana despolarizada (chamado catodo virtual ). A iniciação do potencial de ação ocorrerá nos cátodos virtuais se a amplitude da corrente for suficiente para trazer a parcela despolarizada da membrana ao ponto inicial. Tipicamente, a corrente limiar para excitação com uma corrente anodal, através de um catodo virtual, são 5 a 8 vezes maiores do que a corrente limiar uma estimulação catódica direta [15] [18] ESTIMULAÇÃO MONOFÁSICA VERSUS BIFÁSICA Sob a maioria das circunstâncias, a estimulação elétrica crônica do sistema nervoso é realizada com pulsos de estímulos bifásicos para impedir dano aos eletrodos de estimulação ou ao tecido subjacente. Embora os 21

40 estímulos monofásicos sejam suficientes para gerar a excitação (Figura 2.6a), a segunda fase de um estímulo bifásico inverte a carga injetada na primeira fase do pulso, o qual pode inverter reações eletroquímicas na interface do elétrodo-eletrólito. A segunda fase da forma de onda da estimulação, embora, primariamente, sirva para a recuperação da carga injetada na primeira fase, também tem efeitos na excitação. A segunda fase pode prender o potencial de ação gerado pelo primeiro pulso e aumentar o limiar de excitação. Deste modo, o mesmo estímulo (monofásico), quando seguido por um pulso de polaridade oposta e de igual magnitude, não conseguiu gerar um potencial de ação. (Figura 2.6b). Este efeito pode ser compensado aumentando-se a amplitude da fase preliminar (e, paralelamente, a amplitude da fase secundária tal que uma carga igual e oposta seja injetada em cada fase) ou pela redução da amplitude e aumento da duração da segunda fase (Figura 2.6c) [15] [18]. Figura 2.6: Estimulação de fibras nervosas com pulsos monofásicas e bifásicas (Fonte: [15]). 22

41 2.12 ESTIMULAÇÃO DE NERVOS EM PROCEDIMENTOS ANESTÉSICOS Tradicionalmente, os bloqueios neuromusculares são utilizados em dose padrão, de acordo com o peso do paciente. Através de critérios clínicos, avalia-se o grau do bloqueio neuromuscular, tal como: Tônus muscular, volume corrente, pressão inspiratória máxima, capacidade de abrir os olhos e elevar a cabeça. Contudo, estes fatores dependem da cooperação do paciente e podem ser influenciados por fármacos [4] [19]. No período perioperatório 6, uma variedade de fatores pode influenciar a resposta de um paciente ao bloqueador neuromuscular (BN). Devido à variação na sensibilidade dos pacientes aos BN, problema de paralisia residual pósoperatório está aumentando [12]. A utilização da estimulação do nervo periférico permite ao anestesiologista melhor avaliar a intensidade do bloqueio neuromuscular. Profundo relaxamento muscular (para permitir a intubação traqueal e assegurar imobilidade), relaxamento muscular moderado (para facilitar o procedimento cirúrgico) e recuperação da função neuromuscular podem ser avaliados através do monitoramento da resposta muscular evocadas para a estimulação do nervo [12]. Por este motivo, o método mais eficaz para avaliar a função neuromuscular é a medida da força de contração de um músculo periférico, como resposta à estimulação elétrica de seu nervo motor [4] [19] ELETRODOS Eletrodos de superfície: Eles possuem sua superfície coberta por gel de condução para melhorar a transmissão de impulsos aos nervos através da pele. A impedância transcutânea pode ser reduzida pode ser 6 Consiste em pré-operatória, trans-operatória e pós-operatória. 23

42 reduzida com o auxílio do gel condutor. Estes eletrodos geralmente são utilizados em terapia, pois evitam lesões no nervo. Entretanto, necessitam de uma corrente muito maior para desencadear um potência de ação (15mA a 30mA). Em procedimentos anestésicos este tipo de eletrodo é utilizado quando se deseja monitorar o grau de relaxamento neuromuscular. A figura 2.7 apresenta alguns eletrodos de superfície. Eletrodos de agulha: as agulhas subcutâneas permitem entregar o impulso nas proximidades do nervo. São altamente eficazes porque ignoram a impedância da pele e tecido permitindo estimular diretamente o nervo. Possui como desvantagem irritação local, infecção, danos nos nervos, especialmente se forem colocados intraneural, queimaduras diatermia e entrega de corrente em quantidades excessivas que podem induzir a repetidos disparos do potencia de ação ou estimulação direta do músculo. Necessitam de uma corrente consideravelmente inferior ao dos eletrodos de superfície para desencadear o potencial de ação (1 a 5 ma). Em procedimentos anestésicos este tipo de eletrodo é utilizado quando se deseja localizar um nervo para realizar anestesia regional. A figura 2.8 apresenta alguns eletrodos internos. Superfície Descartáveis Alta mobilidade Eletrodos pediátricos Utilidade geral Utilizado em lugares de difícil fixação Utilizados onde se necessita de eletrodos pequenos Figura 2.7: Eletrodos de superfície [20]. 24

43 Ponta Chiba Ponta Quincke Ponta Trifacetada Indicada para o bloqueio de plexos nervosos Indicada para o bloqueio de nervos periféricos (menos traumática) Indicada para acessos profundos e difíceis (alto capacidade perfurante) Figura 2.8: Eletrodos internos [20]. 25

44 CAPÍTULO 3 3. PADRÕES DE ESTIMULAÇÃO 3.1 ESTIMULAÇÃO SIMPLES Consiste na aplicação de um estímulo supramáxima numa frequência de 0,1 a 1 Hz (Figura 3.1). Esta estimulação causa uma contração a cada 10 e 1 segundo, respectivamente. A frequência mais indicada é a de 0,1Hz, pois tem melhor correspondência com o relaxamento clinico[8][12][13][14] [19][21]. Figura 3.1: Formato do estímulo Simples para a frequência de 1 e 0,1 Hz. A resposta à estimulação simples só começa a diminuir quando pelo menos 75-80% dos receptores são ocupados por bloqueadores neuromusculares (BNM) e desaparecem completamente quando 90-95% dos receptores são bloqueados. Este estímulo não distingue o tipo de bloqueio neuromuscular (despolarizante ou adespolarizante), necessita medidas de controle e é insensível na detecção de bloqueio residual [8][12][13][14] [19][21]. 26

45 3.2 ESTÍMULO TETÂNICO Todo estímulo com frequência igual ou superior a 30 Hz resulta em contração mantida do músculo e é descrita como estímulo tetânico (Figura 3.2). A frequência de 50 Hz com duração de 5 segundos é a mais fisiológica e é a que mais se aproxima da frequência desenvolvida por um esforço voluntário máximo [8][12][13][14] [19][21]. Figura 3.2: Formato do estímulo Tetânico para a frequência de 50 Hz. Na presença de bloqueio despolarizante não ocorre fadiga, mas uma diminuição uniforme da amplitude da resposta, proporcional a intensidade do bloqueio. Na presença de bloqueio adespolarizante, ocorre uma resposta não sustentada, chamada fadiga tetânica. Quanto maior a frequência de estimulação ou maior a intensidade do bloqueio, mais pronunciada é a fadiga. Embora a estimulação tetânica diferencie o tipo de bloqueio neuromuscular, só é recomendado em pacientes anestesiados por ser doloroso [8][12][13][14] [19][21]. 3.3 POTENCIAÇÃO PÓS-TETÂNICA Consiste na combinação tetânica de 50 Hz por 5 segundos, com estímulo simples de 1 Hz aplicado 3 segundos após a estimulação tetânica. A potenciação pós-tetânica serve como base para a contagem póstetânica, um teste muito útil na avaliação de bloqueios neuromusculares profundos (mais de 95% e receptores bloqueados), quando as respostas ao tétano, estímulo simples ou sequencia de quatro estímulos não aparece. O 27

46 número de respostas visíveis pós-tétano indica o tempo necessário para o aparecimento da primeira resposta da sequencia de quatro estímulos [8][12][13][14] [19][21]. A contagem pós-tetânica é o número de respostas que surge com a aplicação de estímulos simples após a estimulação tetânica, quanto menor for este número mais intenso é o bloqueio, sendo o inverso também verdadeiro. Deste modo, quando se necessita de bloqueio neuromuscular intenso, o ideal é que não apareça nenhuma resposta pós-tetânica [8][12][13][14] [19][21]. 3.4 SEQUENCIA DE QUATRO ESTÍMULO (TRAIN-OF-FOUR OU TOF) Consiste em quatro estímulos supramáxima com impulso de ondas quadradas de 0,1 a 0,3 ms com intervalo entre eles de 0,5 segundos, por um período de 2 segundo, o que corresponde a uma frequência de 2 Hz (Figura 3.3). São utilizados quatro estímulos, porque na presença de bloqueio adespolarizante parcial a quarta resposta é a que mais diminui [8][12][13][14] [19][21]. Figura 3.3: Formato do estímulo TOF A resposta a este estímulo depende da intensidade e do tipo de bloqueio. Na ausência de bloqueio, as quatro respostas têm a mesma amplitude. No bloqueio despolarizante a sequencia de quatro estímulos apresenta todas as respostas diminuídas, porém com igual amplitude. Na presença de um bloqueio adespolarizante, ocorre diminuição progressiva nas 28

47 quatro respostas. Portanto, quanto mais intenso o bloqueio, menor será a relação entre a intensidade do ultimo estímulo em comparação ao primeiro [8][12][13][14] [19][21]. Para propósito clinico, contando-se o número de contração muscular em respostas à sequencia de quatro estímulos, pode-se determinar o grau de bloqueio. A presença de apenas uma contração muscular significa 90% de bloqueio, de duas, 80% de bloqueio e de três, 75% de bloqueio. Como em qualquer outro estímulo, a ausência de qualquer resposta significa bloqueio total. Deste modo, a sequencia de quatro estímulos tem como vantagem não necessitar de valor pré-bloqueio (controle), uma vez que utiliza a primeira resposta como ponto de referência. Diferencia o tipo de bloqueio neuromuscular, é mais sensível que o estímulo simples permitindo detectar bloqueio residual, não é doloroso e podem ser repetidos a cada 10 segundos [8][12][13][14] [19][21]. 3.5 ESTIMULAÇÃO COM DUBLA SALVA (DOUBLE-BURST-STIMULATION OU DBS) Este método de estimulação nervosa foi desenvolvido com o fim especifico de permitir a detecção visual ou tátil de pequenos graus de bloqueio residual. Este estímulo consiste em duas rajadas de três estímulos na frequência de 50Hz separados por um intervalo de 750 ms (Figura 3.4). Cada salva é percebida como uma contração única [8][12][13][14] [19][21]. Figura 3.4: Formato da estimulação com Dupla salva DBS 29

48 Na ausência de bloqueio neuromuscular, a resposta aparece como duas contrações musculares de igual força. No músculo paralisado por bloqueador neuromuscular adespolarizante, a segunda resposta é mais fraca do que a primeira. Deste modo, a ausência de fadiga na estimulação com dupla salva significa ausência de bloqueio residual significativo [8][12][13][14] [19][21]. 30

49 CAPÍTULO 4 4. CARACTERÍSTICAS DE UM ESTIMULADOR DE NERVOS 4.1 FORMA DE ONDA O impulso deve ser monofásico e retangular isento de períodos transitórios ou overshoot 7. O impulso bifásico pode desencadear potenciais de ação repetitivos, aumentando assim a resposta à estimulação. O pulso deve possuir um rápido crescimento da intensidade da corrente (tempo de subida 3µs), seguido por um platô de intensidade constante e então um rápido decaimento da corrente (tempo de descida 3µs) [2][12][13][21] [22][23]. 4.2 INTENSIDADE DA CORRENTE A corrente de saída de cada estímulo deve variar de ma (eletrodo de superfície) e apresentar intensidade constante. Deve haver uma ótima precisão entre a corrente especificada de saída e a lançada no paciente [4] [19] [22]. 4.3 DURAÇÃO DO IMPULSO O intervalo mais adequado para estimulação está entre 0,1 e 0,3 ms. Um pulso com largura > 0,5 ms que exceda o período refratário de um nervo pode resultar em estimulação nervosa repetitiva ou estimular diretamente o músculo [2][12][13]. A duração do impulso deve permanecer 7 É a diferença entre o valor de pico e o valor final de estabilização de um sinal. 31

50 constante para cada nível de intensidade de corrente. Para um bom estimulado de nervos é recomendado que tenha seletividade de três durações de impulso 0,1 a 0,3 ms[21] [22][23]. 4.4 MÁXIMA CARGA DE SAÍDA A resistência da pele pode variar 0Ω a 5kΩ e, ainda, poder ser afetada por fatores como temperatura e umidade da pele, tipo de eletrodos utilizados e alguma doenças [13]. Porém, um bom estimulador deve suportar uma variação de carda de 0Ω a 10kΩ [24]. 4.5 FUNCIONALIDADE Deve apresentar um display que mostre o valor da corrente de saída, modalidade de estímulo e carga da bateria. Aviso sonoro para quando o circuito estiver aberto [22]. Indicação de polaridade dos eletrodos, alarme na eventualidade de sobre corrente, termômetro para avaliar a temperatura do músculo monitorizado e disponibilidade de todos os padrões de estimulação [19]. 32

51 Tensão Corrente Tensão Corrente CAPÍTULO 5 5. CIRCUITOS E COMPONENTES 5.1 FONTE DE CORRENTE VERSUS FONTE DE TENSÃO Embora uma variedade de formas de ondas sejam utilizadas para estimular o tecido excitável, o circuito de saída que fornece tais estímulos através dos eletrodos podem ser apenas de dois tipos, os quais possuem características de funcionamento completamente diferente. Estes circuitos são os de tensão-constante e corrente-constante [11] [18]. Tensão Tensão Corrente Corrente 0 0 Z s a Z s Figura 5.1: Tensão-constante e corrente-constante (Mod. de: [18]). 0 0 b O circuito de tensão-constante fornece uma saída que é capaz de fornecer uma corrente inversamente proporcional à impedância do eletrodocarga conectar a ele. A Figura 5.1a ilustra as características de saída com as respectivas variações da impedância Z s conectada entre eletrodo-carga. Notamos que a tensão de saída permanece constante para todo valor de Z s, no entanto a corrente entregue diminui com o aumento de Z s [11] [18]. O circuito de corrente-constante fornece a mesma corrente independente da impedância Z s eletrodo-pele conectado a ele. A Figura 5.1b 33

52 ilustra as características de saída do circuito de corrente-constante com a variação da impedância Z s eletrodo-pele. Pela lei de Ohm, a tensão de saída deverá se alterar para manter a corrente constante, conforme a impedância dos tecidos se altera ao longo do tempo, deste modo a tensão incrementa linearmente com o aumento linear de Z s [11] [18]. Cada tipo de estimulador possui potenciais vantagens e desvantagens de acordo com a aplicação clínica desejada. O uso do estimulador por tensão é mais seguro por manter uma densidade de corrente constante, pois, em casos onde o contato dos eletrodos e a transmissão elétrica são reduzidos, estes estimuladores irão automaticamente reduzir os níveis de corrente, diminuindo o risco de queimadura ao paciente pelo aumento da densidade de corrente, ou ainda, se a impedância eletrodo-pele diminui, melhorando a transmissão elétrica, a corrente irá aumentar, podendo resultar em uma elevada e indesejada intensidade de estimulação. Contudo, devido à variação da resistência de acoplamento eletrodo-pele e da própria impedância do tecido, não é possível prever a quantidade de carga aplicada ao individuo. Já os estimuladores a corrente constante irão automaticamente reduzir a tensão de saída quando os contatos dos eletrodos melhoram ou quando a transmissão elétrica aumenta, de modo a manter o nível desejado de estimulação. Entretanto, em casos onde o contato dos eletrodos ou a transmissão elétrica se reduz, a tensão será aumentada, o que pode resultar em queimaduras na pele se a densidade de corrente aumentar de forma significativa. Por esta razão, estimuladores a correntes constantes bem projetados apresentam uma tensão limite de saída, que não pode se exceder independente do aumento da impedância eletrodo-pele. A grande vantagem de se utilizar sistema de corrente-constante é a possibilidade de controlar e preverá quantidade de carga aplicada ao individuo, mesmo que a resistência de acoplamento e a impedância do tecido sofram alterações[11] [18]. 34

53 5.2 O MICROCONTROLADOR Um microcontrolador é um sistema computacional completo no qual estão incluídos uma CPU (Central Processor Unit), memória de dados e programa, um sistema de clock, portas de I/O (Input/Output), além de outros possíveis periféricos, tais como, módulos de temporização e conversores A/D entre outros, integrados em um mesmo componente. As partes integrantes de qualquer computador, e que também estão presentes, em menor escala, nos microcontroladores são: Unidade Central de Processamento (CPU) Sistema de clock para dar sequencia às atividades da CPU Memória para armazenamento de instruções e para manipulação de dados Entradas para interiorizar na CPU informações do mundo externo Saídas para exteriorizar informações processadas pela CPU para o mundo externo Programa (firmware8) para definir um objetivo ao sistema Figura 5.2: Diagrama de bloco do microcontrolador HCS08AC (Fonte: [25]). 8 Conjunto de instruções operacionais programadas diretamente no hardware. 35

54 Os microcontroladores normalmente são classificados em famílias, dependendo da aplicação a que se destinam. A partir da aplicação que a família de microcontroladores se destina, um conjunto de periféricos específicos é escolhido e integrado a um determinado microprocessador. Estes microprocessadores normalmente operam com barramentos de 8, 16 ou 32 bits, e apresentam arquiteturas RISC (Reduced Instruction Set Computer) ou CISC (Complex Instruction Set Computer). Alguns exemplos de microcontroladores que utilizam microprocessadores com arquitetura RISC são o PIC (Microchip) e o MSP430 (Texas Instruments). Já o MC68HC08 e HCS08 (Freescale) e o 8051 (Intel) são exemplos de microcontroladores que utilizam arquitetura CISC. Neste trabalho optou-se pelo microcontrolador da Freescale da série HCS08 (Figura 5.2) devido ao grande número de periféricos (ADC, KBI, Timers, e etc), quantia de em memória e facilidade de programação. 5.3 O ESPELHO DE CORRENTE A Figura 5.3a apresenta um circuito espelho de corrente simples. O principal componente deste circuito é o transistor Q 1, cujo dreno este curto-circuitado com a porta, forçando sua operação no modo de saturação com [26]: I D1 = 1 2 k n W L V GS V tn 2 eq. 5 Na função acima desconsideramos a modulação do comprimento do canal. Temos para o circuito da Figura 5.3a que a corrente de referência pode ser dada por: I D1 = I REF = V GS R 1 eq. 6 36

55 IO Inclinação= 1 ro IREF a 0 V GS - Vt VGS b VO Figura 5.3: Espelho de corrente básico (a) e características de saída da fonte de corrente (b) ( Mod. de: [26]). Considerando o transistor Q 2 vemos que ele possui o mesmo V GS que Q 1 podemos supor que ele esteja operando na saturação, deste modo sua corrente I D = I OUT, logo [26]: I OUT = I D2 = 1 2 k n W L V GS V tn 2 eq. 7 Sendo assim, as duas equações anteriores nos permitem relacionar a corrente de saída (I 0 ) com a corrente se referência (I ref ) pela seguinte equação: I O I ref = W L 2 W L 1 eq. 8 Esta relação mostra a conexão entre Q 1 e Q 2 o qual gera uma corrente I 0 que é relacionada à corrente de referência (I ref ) pela razão da relação de aspecto dos transistores. Devido a essa relação entre os transistores que se deu o nome de espelho de corrente. 37

56 Embora desconsiderada a modulação do comprimento do canal nestas analises, ela pode ter um efeito significativo sobre a operação da fonte de corrente. Pois, à medida que V o aumenta acima do valor de V GS, I o vai crescer de acordo com a resistência de saída incremental r o2 (dependente de V A2 ) de Q 2 como mostrado na Figura 5.3b. Este espelho de corrente possui sua resistência incremental finita e de baixo valor, dada por: r o2 = V A2 I O eq. 9 Para contorna este problema, visto que quanto maior a resistência de saída, menor será a interferência da modulação de canal, diminuindo assim a inclinação do gráfico é o espelho de Wilson mostrado na Figura 5.4 o qual, possui sua resistência de saída muito maior do que a do circuito anterior. Deste modo temos que a resistência de saída para o espelho de Wilson levando em consideração o efeito de corpo dado por [27]: R out = 2 + g m2 r o3 r o2 eq. 10 Figura 5.4: Espelho de Wilson (Mod. de: [27]). 38

57 5.4 O CONVERSOR CC-CC Também conhecidos como conversores estáticos, realizam a conversão de tensão CC aplicando tensão contínua pulsada em um indutor ou transformador com determinada frequência/período (usualmente na faixa de 50 khz a 5 MHz ) que faz com que o fluxo de corrente gere energia magnética armazenada, que é então aproveitada em uma saída. Ajustando-se o ciclo de trabalho, a tensão na saída pode ser alterada, ou preferencialmente, mantida estável, através de um controle adequado (realimentação), mesmo que ocorram alterações de carga e corrente. Este método de conversão é mais eficiente (geralmente 80% a 95%) do que conversores lineares. Uma desvantagem de conversores chaveados é o ruído eletrônico gerado a altas frequências, que muitas vezes precisam ser filtrados. As topologias básicas de conversores estáticos CC para CC são: Buck, Boost, Buck-boost (Figura 5.5). Neste trabalho utilizou-se o conversor Flyback (variação do conversor Buck- Boost) operando em modo contínuo para fazer a elevação de tensão de 18V para 70V[28][29]. Figura 5.5: Topologias básicas de conversor CC. No funcionamento do conversor Flyback vemos que o elemento magnético comporta-se como dois indutores acoplados e não como um transformador. No modo contínuo, quando S conduz (Figura 5.6 na 1ª etapa), 39

58 armazena-se energia na indutância do "primário" (em seu campo magnético) e o diodo fica reversamente polarizado. Quando S desliga (Figura 5.6 na 2ª Etapa) a energia acumulada no campo magnético é enviada à carga [28][29]. Figura 5.6: Etapas de funcionamento do conversor Flyback em modo contínuo (Fonte: [28]). Para determinar o ganho estático do conversor, deve-se determinar a relação de transformação do circuito magnético de indutores acoplados. N S N P = L s L P eq. 11 Deste modo, a relação de ganho estático é dada por: V O = N S N P V in 1 D eq. 12 Onde D é a razão cíclica da frequência utilizada. 40

59 Teclado Matricial LCD BUZZER CAPÍTULO 6 6. MATERIAIS E MÉTODOS 6.1 SISTEMA PROPOSTO O sistema proposto consiste em um neuroestimulador controlado digitalmente como mostrado no diagrama de blocos da Figura 6-1. Este trabalho está dividido em duas partes: módulo digital e módulo analógico. O módulo digital corresponde ao gerenciamento de todas as funções do neuroestimulador (padrões de estimulação), controle da amplitude da corrente de saída, geração das formas de ondas (através de um DAC), interface entre equipamento e usuário (LCD e Buzzer), amostragem de sinal analógico (ADC) e controle de alguns parâmetros da parte analógico (através de PWM). Módulo Digital Módulo Analógico PERIFÉRICOS MCU DAC Controle digital de corrente FLYBACK ESPELHO DE CORRENTE ENVIO DOS PADRÕES DE ESTIMULAÇÃO ADC PONTOS DE AMOSTRAGENS Figura 6.1: Diagrama de blocos do estimulador de nervos. O módulo analógico corresponde à conversão do sinal digital em um sinal aplicável á neuroestimulação. Para isso, utilizou-se um espelho de 41

60 corrente para gerar as corrente necessárias na eletroestimulação, um conversor flyback para gerar a tensão necessária de alimentação ao espelho de corrente, um conversor de tensão em corrente e algumas lógicas de circuito para amostragem de sinal. 6.2 MÓDULO MICROCONTROLADO PARA GERAÇÃO, MONITORAÇÃO E CONTROLE DOS PADRÕES DE ESTIMULAÇÃO O Microcontrolador Para o desenvolvimento deste sistema, a escolha do MC9S08AC32CPUE (Figura 6.2) se deu em virtude de ser um componente com grande potencialidade, evitando-se assim, maiores limitações de desenvolvimento. Figura 6.2: MC9S08AC32CPUE 64-Pin LQFP (Fonte: [25]). destacam-se: Dentre as características principais do MC9S08AC32CPUE, CPU de 8-Bit da família HCS08 com frequência de trabalho de até 40- MHz. Memória Flash de 32 KB on-chip. 16 canais ADC com amostragem de 10-bit. SPI Serial peripheral interface. 42

61 Timers Apresenta 3 timer/pwm (TPM) independentes com suportes à input capture, output compare, ou buffered edge-aligned pulse-width modulation (PWM) em cada canal. KBI 8 pinos de interrupção por teclas Input/Output. 54 pinos de propósito gerais (I/O). Pullups selecionados por software quando usados como entrada. Pullups internos nos pinos RESET, IRQ e BKGD/MS Gravação dos dados no microcontrolador A partir das versões HCS da freescale foi incorporado um método de gravação denominado de BDM (Background Debug Mode) que consiste em utilizar apenas um pino para gravação dos dados no microcontrolador. Para que seja possível a gravação, necessita-se de um periférico que faça a comunicação entre o Microcomputador e o pino BDM do microcontrolador. Neste trabalho utilizou-se o WTBDMS08 da Witztronics que permite programar e debugar o código assembler. Figura 6.3: Programador e debugador WTBDMS08 para microcontroladores S08 da freescale Este periférico permite comunicação com o CODEWARRIOR (ferramenta da freescale para desenvolvimento de códigos de programação em assembly, C ou C++) com o método de comunicação OSBDM. A versão utilizada foi a CodeWarrior Special Ed 6.2 (versão Free limitada a 32KB de código). 43

62 6.2.2 O conversor digital para analógico (DAC) O diagrama de operação do conversor D/A utilizado (DAC0808) da National é mostrado na figura 6.4. Nesta estrutura os dados digitais enviados pela Porta PTF do microcontrolador chegam paralelamente aos pinos A1 - A8 e são escritos na saída do conversor (I o ) com os valores descritos pela equação abaixo, para uma tensão VREF de +10V e tensão de alimentação Vcc de +5V e VEE = -15 V. Figura 6.4: Operação monopolar do conversor D/A DAC0808 (Fonte:[30]). V O = V REF A A A eq Geração da forma de onda O amplificador diferencial é um circuito cuja saída é uma tensão resultante da diferença entre os dois sinais aplicados à entrada, multiplicada por um ganho. Este ganho depende dos resistores (R10, R9, R8, R7) conectadas nas entradas do amplificador. A Figura 6.5 apresenta este circuito [31]. 44

63 Figura 6.5: Amplificador diferencial utilizado como gerador de sinal Bifásico. Temos deste modo que: V o = R 9 R 10 V 2 V 1 eq. 14 tensão de saída será: Considerando R 10 = R 8 e R 9 = R 7 o ganho é igual a 1, a V o = V 2 V 1 eq. 15 Utilizando sinais digitais (1 = 5V, e 0 = 0V) o amplificador diferencial terá em sua saída uma forma de onda retangular, além de ser possível, manipulando V1 e V2, para gerar uma forma de onda simétrica e bifásica com mostrado na Tabela 3. Ou seja, o amplificador operacional diferencial consegue formar a onda necessária para os pulsos elétricos do eletroestimulador a partir de sinais digitais enviados pelo microcontrolador. Tabela 3: Geração do sinal de estimulação. V 1 V 2 V o [V]

64 Neste trabalho foi implementado um sinal monofásico, deste modo, o controle da forma de onda será feita mantendo V 1 =0 e alterando o valor de V 2 entre 0 e 5V. Entretanto, o circuito já está configurado caso necessite de um sinal bifásico Teclado para acionamento de funções Uma forma bastante comum de implementação de teclado é o sistema de teclado matricial. Um teclado matricial de 4 linhas por 4 colunas permite a geração de 16 códigos independentes utilizando-se apenas 8 pinos de uma porta do microcontrolador. Para este trabalho foram utilizadas 12 teclas, deste modo, utilizou-se um teclado de 4x3. A Figura 6.6 apresenta um teclado matricial comercial. Para realizar a interface com o microcontrolador as colunas do teclado matricial são conectadas com pinos configurados como saídas e as linhas do teclado são conectadas a pinos configurados como entradas. Os pinos de entrada serão conectados internamente com resistores pull up. Figura 6.6: Teclado Matricial 4x3. 46

65 Os pinos configurados como saídas são utilizados para realizar a varredura do teclado matricial. Esta varredura terá como tarefa identificar quando uma chave do teclado for pressionada. A varredura ira alternar os valores lógicos nos pinos configurados como saídas. Estes pinos sempre estarão configurados para que somente um deles contenha nível lógico zero em um determinado momento. Desta forma, quando uma chave for pressionada ira gerar um código bem definido, onde somente dois pinos da porta utilizada como teclado estará em nível lógico zero (um pino de saída e um pino de entrada) Interface informativa entre equipamento e usuário Para que o aparelho tenha total segurança ele precisa mandar constantes avisos ao usuário (médico Anestesiologista), seja por informações visuais (padrão de estimulação, corrente lançada, impedância de contando entre eletrodo e paciente e duração de estímulo) apresentados em um LCD (Figura 6.7) (display de cristal líquido) ou através de avisos sonoros (Figura 6.8) no instante da estimulação ou quando houve algum problema. 47

66 Figura 6.7: Display LCD para monitorar e auxiliar na configuração dos padrões de estimulação. Figura 6.8: Buzzer e LED para avisos sonoros luminosos. Tanto o LED quanto o Buzzer servem para avisar ao usuário a presença de estímulos no exato momento. Evitando danos ao paciente por descuido. 48

67 6.2.6 Fonte de alimentação Consiste em uma fonte de alimentação simétrica regulada para tensão positiva de 5V (LM 7805) e tensão negativa de -5V (LM 7905) através de duas baterias de 9V e alguns capacitores para filtragem de ruídos. O esquema do circuito da fonte de alimentação em +5V e -5V encontra-se na Figura 6.9. Figura 6.9: Fonte de alimentação simétrica As tensões VPP e VEE são utilizadas para alimentação dos AMP-OP e levadas ao módulo analógico. 6.3 MÓDULO ANALÓGICO Espelho de corrente e seus controles Neste estimulador será utilizado um circuito de corrente constante para que possamos ter controle da carga lançada ao paciente. Para concretizar este circuito optou-se pelo espelho de corrente o qual controlamos sua corrente de referencia I ref de forma digital através Q11 e IC1B. A inserção do padrão de estimulação é realizada através dos transistores Q9 e Q10 os quais trabalham como chave. 49

68 A partir de testes em laboratório e simulação optou-se por um espelho de corrente melhorado, neste caso o espelho de Wilson (Figura 6.10). Figura 6.10: Circuito do módulo analógico. 50

69 6.3.2 Conversor Flyback Controlado por SG3525A Para que o espelho de corrente consiga liberar a corrente necessária á estimulação em uma carga que varie de 500Ω a 2kΩ deve-se alimentá-lo com uma tensão elevada. Isso se deve a lei de ohm que diz que a tensão é proporcional a corrente aplicada em uma carga (U=Ri), pois quando uma corrente de 30mA percorre por uma carga de 2kΩ produz uma tensão de 60V. Deste modo, a fonte que alimenta o espelho de corrente deve ser elevada. Como o sistema é portátil, a alimentação do estimulador deve ser feita através de baterias, as quais não possuem tensão elevada. Neste caso usaremos duas baterias de 9V em série. Durante o uso, a tensão das baterias sofre queda alterando o ponto de operação do circuito. Este problema pode ser contornado pelo uso de conversores CC-CC que elevam a tensão (flyback) da bateria para níveis desejáveis e os mantém mesmo que a tensão de entrada varie (figura 6.11). Figura 6.11: Conversor Flyback controlado por SG

70 6.3.3 Amostragem de corrente e tensão via ADC A fim de coletar alguns dados no período de estimulação foram escolhidos dois pontos para amostragem, uma de tensão e outra de corrente (Figura 6.12). O intuído destas amostragens é de avaliar a exata corrente lançada ao paciente e a impedância conectada entre os dois eletrodos. Na Figura 6.12a tem-se um divisor resistivo de alta impedância (R5 e R6) a fim de avaliar a tensão presente na carga. Este divisor resistivo tem por finalidade adequar o valor de tensão na carga para um nível aceitável, menor que 5 V, na entrada do amplificador operacional e por fim do microcontrolador. Na Figura 6.12b vemos o circuito de amostragem de corrente. Neste circuito, quando a corrente passar pelo resistor R1 produzirá uma tensão que será captada pelo amplificador de instrumentação (INA126UA), o qual enviará a informação ao microcontrolador. Para que a tensão seja ajustada para os níveis aceitos pelo amplificador utilizou-se um divisor resistivo de alta impedância (R3, R7, R8 e R9) a fim de diminuir perdas. De posse destes dois dados, tensão e corrente na carga, obtemos de forma indireta a impedância entre os eletrodos. Isso nos permite perceber quando os eletrodos estão mal fixados evitando danos ao paciente. Figura 6.12: Circuitos de amostragem de corrente e tensão 52

71 Devido à necessidade de se encontrar o valor mais próximo e preciso da corrente lançada no paciente, há a necessidade de se encontrar a o valor RMS do pulso. Para o calculo RMS do pulso demandará alto custo e tempo em processamento, deste modo, parte-se para métodos alternativos como a média aritmética (eq. 16), geométrica (eq. 17) e soma de Riemann (eq. 18). Na média aritmética, caso tivermos um valor muito discrepantes será obtido uma média não precisa, uma vez que, este valor causará maior interferência em relação aos demais dados. Na media geométricas, caso tenhamos uma dos dados igual a zero teremos o resultada da média também igual à zero. O método da soma de Riemann permite calcular a área coberta por uma função através de somas sucessivas isso nos permite calcular o valor RMS de um sinal de forma discreta, minimizando distorções causadas por dados discrepantes. x = 1 n n i=1 x i eq. 16 x = n i=1 x i eq. 17 O método utilizado para amostrar estes valores foi o da soma de retângulos de Riemann utilizando 4 amostras a fim de minimizar variações de amplitudes drásticas. Soma de Riemann simplificada é mostrada abaixo: S = 1 2 n 2 P n + P n 1 eq Conversor Binário x Corrente Para que seja possível controlar de forma digital a corrente de referência no espelho de corrente é necessário um circuito conversor tensão x corrente. Deste modo, a corrente I ref será diretamente dependente da tensão 53

72 presente na entrada do amplificador. Esta tensão é proveniente de um valor binário vindo do microcontrolador após ser convertido por um DAC (DAC0808). Na figura 6.13 mostra-se o esquemático do conversor tensão para corrente conectado ao bloco DAC. Figura 6.13: Controle digital de I ref espelho de corrente 54

73 CAPÍTULO 7 7. RESULTADOS E DISCUSSÃO 7.1 MÓDULO DIGITAL A placa PCI para o módulo digital foi criada no Eagle CadSoft 5.6 e seu layout é mostrado na Figura 7.1. Figura 7.1: Layout da placa do módulo digital. Após verificar a existência de curto-circuito na placa iniciou-se o processo de soldagem dos componentes. Primeiramente o que se diz respeito à alimentação verificando se todos os pontos estavam com a alimentação desejada. Em seguida, soldou-se o microcontrolador e os componentes necessários para seu funcionamento, bem como o ramo para gravação constituído pelo pino BDM. Após estes testes, iniciou-se a soldagem dos componentes restantes testando cada bloco soldado. Assim obtemos a placa completa do módulo digital (Figura 7.2). 55

74 Figura 7.2: Módulo digital. O módulo digital e composto por 3 fileiras de botão. Uma com 5 e duas com 3. A primeira fileira seleciona o padrão de estimulação. A segunda fileira coresponde ao incremento do período, corrente e frequência. A terceira fileira corresponde ao decremento do período, corrente e frequência. O ultimo botão corresponde ao início ou parada (start/stop) do estímulo. O display LCD mostra os parâmetros e características presente na estimulação no presente momento. A seguir são mostradas as informações presente no display e a respectiva forma de onda para cada padrão de estimulação. 56

75 7.1.1 Larguras de pulso e tempo de subida e descida Podemos ver pelos sinais apresentados na Figura 7.3 que para os três valores de duração de pulso o módulo digital respondeu de forma adequada, seja na precisão da duração, seja no rápido tempo de subida e descida. Os três valores de duração de pulso estão presentes em todos os padrões de estimulação. (a) (b) (c) Figura 7.3: Largura dos pulso produzidos pelo módulo digital. (a) 100us, (b) 200us e (c) 300us. 57

76 7.1.2 Estimulação Simples Na Figura 7.4 tem-se as informações apresentadas no display LCD: frequência, largura do pulso e padrão de estimulação selecionado. Figura 7.4: Informação do display para estímulo simples. O módulo digital produz, para o estímulo simples, um sinal, o qual, sua frequência varie de 0,1Hz a 1Hz em passos de 0,1Hz como mostrado nas Figura 7.5 e Figura 7.6. As larguras de 100us, 200us e 300us estão disponíveis para todas as frequências. Deste modo, para este padrão de estimulação, vemos que para todas as frequências empregadas estão de acordo com a teoria apresentada no capítulo 3. (a) (b) Figura 7.5: Estímulo Simples para frequências de (a) 1Hz e (b) 0,9Hz. 58

77 0,8 Hz 0,7 Hz 0,6 Hz 0,5 Hz 0,4 Hz 0,3 Hz 0,2 Hz 0,1 Hz Figura 7.6: Estímulos Simples para frequências de 0,8Hz a 0,1Hz. 59

78 7.1.3 Estimulação Tetânica Na Figura 7.7 tem-se as informações apresentadas no display LCD: frequência, largura do pulso e padrão de estimulação selecionado. Figura 7.7: Informação do display para estímulo Tetânico. O módulo digital produz, para o estímulo Tetânico, um sinal, o qual, sua frequência pode assumir o valor e 100 Hz ou 50Hz, como mostrados na Figura 7.8. Vemos que, para este padrão de estimulação, o módulo digital gerou os 50 Hz e 100Hz como apresentados no capítulo 3. (a) (b) Figura 7.8: Estímulos Tetânicos para frequências de (a)100hz e (b) 50 Hz. 60

79 7.1.4 Estimulação Pós-tetânica Na Figura 7.9 tem-se as informações apresentadas no display LCD: frequência, largura do pulso e padrão de estimulação selecionado. Figura 7.9: Informação do display para estímulo Pós-tetânico. O módulo digital produz, para o estímulo Pós-tetânico, um sinal, o qual, apresenta uma frequência de 50 Hz nos 5 primeiros segundos e 3 segundos após o termino prova dois estímulos na frequência de 1 Hz. A Figura 7.10 apresenta este estímulo, o qual, verificamos sua conformidade com a teoria apresentada no capítulo 3. (a) (b) Figura 7.10: Estimulação Pós-Tetânica. 61

80 7.1.5 Estimulação com dupla salva (DBS) Na Figura 7.11 tem-se as informações apresentadas no dislay LCD: frequência, largura do pulso e padrão de estimulação selecionado. Figura 7.11: Informação do display para estímulo DBS. O módulo digital produz, para o DBS, um sinal, o qual apresenta duas salvas de pulsos na frequência de 50 Hz distantes em 750ms. A Figura 7.12a mostra a distância entre cada salva e a Figura 7.12b a distância entre cada sequencia de estímulos. Podemos verificar que o sinal gerado está de acordo com o proposto na teoria apresentada no capítulo 3 e com o estimulador comercial Figura 7.13 (marca: Organon Teknika; modelo: Digistim 3 plus). A variação dos níveis de amplitude do estimulado se deve ao fato de ser obtido sem o uso de uma carga padrão, tendo como carga a impedância do osciloscópio. (a) (b) 62

81 Figura 7.12: Estimulação com dupla salva. (a) (b) Figura 7.13: Estimulação com dupla salva obtida do estimulador comercial. Pode-se verificar que os sinais gerados pelo módulo digital conferem com o do estimulador comercial Estimulação em sequência de quatro estímulos (TOF) Na Figura 7.14 tem-se as informações apresentadas no display LCD: frequência, largura do pulso e padrão de estimulação selecionado. Figura 7.14: Informação do display para estímulo. 63

82 O módulo digital produz, para sequência de quatro estímulos, um sinal que apresenta quatro estímulos (Figura 7.15a) na frequência de 2 Hz distantes 10 segundos entre cada repetição (Figura 7.15b). Podemos verificar que o sinal gerado está de acordo com o proposto na teoria apresentada no capítulo 3 e, também, sua similaridade com o mesmo padrão de estimulação (Figura 7.16) de um estimulador comercial (marca: Organon Teknika; modelo: Digistim 3 plus) (a) (b) Figura 7.15: (a) Estimulação TOF e (b) distância entre cada repetição. Figura 7.16: Estimulador comercial. 64

83 7.1.7 Conversor DAC e a corrente de referência Vemos pela Tabela 4 que a resposta à variação da corrente de referência está em função do valor binário que o microcontrolador envia ao DAC. A corrente de referência é gerada com base nesta tensão em um resistor de 100Ω. Deste modo, tanto tensão quanto corrente variam de forma linear. Tabela 4: Relação Binário x Tensão de referência. Valor em Hexadecimal Tensão Saída I REF [ma] m 0, m 1, m 2, m 3, m 3, m 4, m 5, m 6, m 7, m 7, m 8, m 9, , , , ,72 65

84 I[mA] y = 0,3956x - 0, I[mA] Binário Figura 7.17: Gráfico da relação binário x tensão de saída do DAC. Deste modo, temos que a expressão que rege a corrente de referência, com base na Tabela 4 e na Figura 7.17, pode ser dada de forma aproximada por: I REF = 4 10 A Sendo, A é o valor binário enviado ao DAC. 7.2 MÓDULO ANALÓGICO A placa PCI para o módulo analógico foi criada no Eagle CadSoft 5.6 e seu layout é mostrado na Figura Após verificar se não havia nenhum curto-circuito na placa iniciou-se a soldagem, tendo como partida o Flyback. Posteriormente, deu início a testes de carga no conversor CC a fim de verificar se estava de acordo com o esperado (Tensão de saída de 70V e corrente máxima de 100mA). 66

85 Figura 7.18: Layout da placa analógica (Espelho de corrente e Flyback). O módulo analógico apresenta na sua parte superior o conversor flyback com seu sistema de controle. Em sua parte inferior direita o espelho de corrente com sua interface de polarização para controle do estímulo (Figura 7.19) Figura 7.19: Módulo Analógico. 67

86 7.2.1 Simulação Para simulação deste circuito foi utilizado o programa ORCAD 10.3 da empresa Cadence. Os transistores de canal P do circuito espelho de corrente Q1, Q2, Q3, Q4 e Q5 são o IRFD9110 e o transistor de canal N (Q6) do circuito de conversão de sinal lógico para sinal de acionamento da chave é o IRFD120. Para o teste, programou-se a fonte V pulse de forma a apresentar 1us de tempo de descida e subida, 100us de duração de pulso e 500ms entre cada pulso e a corrente de referência para 10mA. A Figura 7.20 apresenta a forma de onda em uma carga de 1kΩ presente entre os eletrodos. Figura 7.20: Forma de onda produzido pela simulação do circuito com corrente de 10 ma Como podemos ver a forma de onda sofreu uma alteração em seu formato inicial, gerando dois picos de pulso (overshoot) em ambas as bordas do estímulo (descida e subida). Sendo a primeira de maior amplitude tornando-se necessárias algumas alterações no circuito a fim de suprimí-la. Um método seria o de buscar componentes que possibilitem melhor respostas transitórias. 68

87 Para todos os valores de corrente de referência simulados em uma escada de 0mA a 50mA o espelho de corrente respondeu com uma corrente de igual valor sobre a carga e quanto maior a corrente menor se tornava a porcentagem de overshoot do sistema (Figura 7.21). Contudo, a largura do pulso foi alterada, essa resposta se deve a Q6 que não possui e uma boa resposta. Uma alternativa para este problema seria a substituição por um transistor mais rápido ou que produza menor distorção. Figura 7.21: Forma de onda produzido pela simulação do circuito com corrente de 50 ma Pode-se perceber, também, que houve certo atraso causando um aumento da largura de pulso. Isto remete a velocidade de resposta do transistor, sendo necessários componentes mais rápidos para uma melhor resposta. 69

88 7.2.2 Largura de pulso e tempo de subida e descida Podemos ver pelos sinais apresentados na Figura 7.22 que para os três valores de duração de pulso o módulo analógico não respondeu de forma esperada. Apresentaram uma resposta muito lenta aumentando a largura de pulso. Podemos ver pela tabela 5 que não há uma diferença significativa entre cada largura de pulso amplificada pelo espelho de corrente e que são, em média, 10 vezes maiores do que o esperado. Isto se deve à utilização de MOSFETS de potência, devido à necessidade de alto V DS. Estes transistores, normalmente, não necessitam de uma boa resposta em frequência, o que acarreta em distorções do sinal para frequências altas, fator não muito preocupante em eletrônica de potência. Transistores com melhor resposta em frequência não trabalham com altos V DS como o necessário para este neuroestimulador. Transistores utilizados em amplificadores de áudio é uma solução para este problema, contudo são de valores demasiadamente elevados inviabilizando o circuito. Ainda temos que o tempo de subida e descida estão consideravelmente superior ao esperado de 3us. Pode-se perceber ainda que uma grande alteração no sinal ocorreu no primeiro transistor de canal N (Q7), o qual apresentava um atraso no sinal. Esse atraso surgia quando o sinal estava sendo desligado, ou seja, passagem de alto para baixo. Esse atraso se da devido às capacitâncias do transistor utilizado. Tabela 5: Comparação entre os dois módulos e a largura de pulso desenvolvido. 100us 200us 300us Digital 100us 200us 300us Análogico 1,273ms 1,281ms 1,284ms 70

89 100μs 200μs 300μs Figura 7.22: Largura de pulso na saída do espelho de corrente Estimulação Simples Apesar do aumento na largura de pulso provocado pelo espelho de corrente, percebe-se quem não houve uma alteração em sua frequência (Figura 4-23 e Figura 4-24). Deste modo, neste quesito o sistema se mostrou satisfatório sendo necessário apenas melhorar a resposta da largura de pulso. Para melhor visualização os estímulos estão com amplitude máxima. 71

90 1 Hz 0,9 Hz 0,8 Hz 0,7 Hz 0,6 Hz 0,5 Hz Figura 7.23: Estímulos simples com frequência de 0,5 Hz a 1 Hz. 72

91 0,4 Hz 0,3 Hz 0,2 Hz 0,1 Hz Figura 7.24: Estímulos simples com frequência de 0,1 Hz a 0,4 Hz Estimulação Tetânica Assim como no estímulo simples o único problemas apresentado foi o aumento na largura de pulso. Contudo a frequência do estímulo permaneceu como o esperado (50 Hz e 100Hz) como mostrado na Figura Para melhor visualização os estímulos estão com amplitude máxima. 73

92 100 Hz 50 Hz Figura 7.25: Estímulos Tetânico de 50 Hz e 100 Hz Estimulação Pós-Tetânica Assim como nos dois primeiros padrões de estimulação o único inconveniente para este estímulo foi o aumento na largura de pulso. Entretanto a frequência do estímulo manteve-se como o esperado (Figura 7.26). Para melhor visualização os estímulos estão com amplitude máxima. Figura 7.26: Estimulação Pós-Tetânica. 74