BRPI1102055B1

BRPI1102055B1 - Dispositivo para desfibrilação cardíaca multidirecional com chaveamento otimizado; método e sua utilização

Info

Publication number: BRPI1102055B1
Application number: BRPI1102055-5A
Authority: BR
Inventors: José Wilson Magalhães Bassani; Marcelo De Almeida Viana; Rosana Almada Bassani
Original assignee: Universidade Estadual De Campinas - Unicamp
Priority date: 2011-09-30
Filing date: 2011-09-30
Publication date: 2022-02-15
Also published as: WO2013049903A8; WO2013049903A1; BRPI1102055A2

Abstract

dispositivo para desfibrilação cardíaca multidirecional com chaveamento otimizado; método e sua utilização. a presente invenção se refere a um dispositivo de desfibrilação cardíaca multidirecional capaz de aplicar choques sequenciais monofásicos ou bifásicos em três diferentes direções, pela passagem de corrente elétrica através de três pares de eletrodos estrategicamente separados num período menor que 100 ms. a presente invenção se refere também ao método de aplicação e sua utilização.

Description

Campo da Invenção

A presente invenção se refere ao campo da instrumentação biomédica. Mais especificamente, a presente invenção se refere a um dispositivo para desfibrilação cardiaca multidirecional com chaveamento otimizado e seu respectivo método de utilização.

Antecedentes da Invenção

As doenças cardiovasculares têm sido responsáveis por mais de 30% da taxa de mortalidade humana nos últimos anos (Ministério da Saúde, 2008; World Health Organization, 2004; American Heart Association, 2011). A anomalia do ritmo cardiaco conhecida como fibrilação ventricular (FV) é um tipo de arritmia com alto potencial de letalidade, e a principal responsável pela morte súbita decorrente de parada cardiaca. Portanto, o estudo dos mecanismos associados a este tipo de arritmia e de abordagens 20 terapêuticas para sua reversão é de fundamental importância.

O principal mecanismo envolvido na manutenção da FV é o da reentrância, em que uma onda de despolarização, ao se propagar, encontra, por exemplo, áreas eletricamente refratárias, o que resulta em divisão da onda e propagação reentrante em circuitos de relativa estabilidade. De modo geral, a reentrância é favorecida pelo aumento da dispersão espacial de refratariedade. A existência de diversas pequenas ondas de despolarização se propagando ao mesmo tempo em diferentes direções, em diferentes regiões do músculo cardiaco, sustentam a fibrilação e o ritmo irregular.

Os mecanismos que iniciam e mantêm a FV incluem alterações de excitação (atividade ectópica) e de propagação (reentrância), que podem estar combinadas. Por exemplo, Pogwizd & Corr, no trabalho intitulado "Mechanisms underlying the development of ventricular fibrillation during early myocardial ischemia" publicado na Circ Res, 66: 672-695 em 1990, propuseram que a geração de circuitos reentrantes na isquemia miocárdica possa estar associada à ocorrência de atraso da condução intitulado "Definition of successful defibrillation" publicado na Crit Care Med, 34: 423-426 em 2006. Segundo este trabalho, este procedimento consiste na aplicação de um estimulo elétrico de alta potência ao coração, 5 diretamente ou através do tórax. A corrente elétrica que flui pelo coração é função da energia do choque e da impedância dos tecidos. Os principais fatores que determinam a impedância incluem o tamanho do eletrodo e o acoplamento adequado com a superfície cardíaca (no caso da 10 desfibrilação direta).

A desfibrilação ventricular é reconhecida como um evento de natureza probabilistica, contudo, uma maior intensidade do choque está associada com uma maior percentagem de sucesso desfibrilatório, segundo os trabalhos de Chen e colaboradores, intitulado "Current concepts of ventricular defibrillation" publicado no J Cardiovasc Electrophysiol, 9: 553-562 em 1998 e de Chattipakorn & Chattipakorn, intitulado "Electrophysiological concept of ventricular defibrillation mechanism" publicado no J Med Assoc Thai, 87: 1394-1401 em 2004 .

O sucesso da desfibrilação também depende da rapidez com que o ritmo cardíaco normal é reestabelecido, uma vez que se relaciona inversamente com a duração do evento fibrilatório, com a probabilidade de óbito após o inicio da arritmia aumentando em 10% para cada minuto sem tratamento.

Os desfibriladores são equipamentos eletromédicos destinados a gerar e aplicar choques intensos e breves de 5 corrente elétrica, por meio de eletrodos posicionados diretamente na musculatura cardiaca, ou indiretamente através do tórax, com o objetivo de reverter arritmias.

Estes equipamentos são classificados de acordo com a forma de onda de saida, como monofásicos (onda senóide 10 amortecida) ou bifásicos (onda exponencial truncada ou retilinea). Seu funcionamento baseia-se no armazenamento de energia elétrica em um capacitor, com tensões de carga que variam de acordo com o valor da capacitância, e a manutenção desta condição de carga até o momento 15 determinado para a descarga.

Schwarz recomenda em seu trabalho intitulado "Biphasic shocks compared with monophasic damped sine wave shocks for direct ventricular defibrillation during open heart surgery" publicado na Anesthesiology, 98: 1063-1069 em 2003 20 que a energia para começar a desfibrilação transtorácica monofásica deve ser de 200 J e não exceder 360 J, enquanto que, com a forma de onda bifásica, são utilizados menores valores de energia (<200 J) , com equivalente ou superior efetividade. Para as descargas aplicadas diretamente ao coração, os equipamentos são projetados para limitar a energia em 50 J, para evitar maiores danos ao miocárdio.

A calibração do desfibrilador é comumente realizada de acordo com a energia dissipada sobre uma carga resistiva de 50 Q, correspondente à impedância cardiaca e/ou torácica.

A estratégia considerada mais efetiva para terminar a FV é a aplicação de um choque elétrico intenso, segundo o trabalho de Dosdall e colaboradores, intitulado "Mechanisms of defibrillation" publicado no Annu Rev Biomed Engin, 12: 233-258 em 2010. Contudo, a aplicação de campos elétricos (E) de alta intensidade pode provocar efeitos indesejados, como depressão da função contrátil e lesão celular, provavelmente devido à eletroporação da membrana dos miócitos cardiacos e subsequente sobrecarga celular de Ca2+, como é descrito nos trabalhos de Tung intitulado . "Detrimental effects of electric fields on cardiac muscle" publicado na Proc IEEE, 84: 366-378 em 1996; Krauthamer & Jones, intitulado "Calcium dynamics in cultured heart cells exposed to defibrillator-type electric shocks" publicado na Life Sci, 60: 1977-1985 em 1997; Soares no trabalho intitulado "Comprometimento Contrátil do Tecido Cardíaco Isolado após Estimulação com Campo Elétrico de Alta Intensidade. 74 p. Dissertação de Mestrado em Engenharia Biomédica pela Faculdade de Engenharia Elétrica e de Computação da Unicamp, Campinas, SP em 2003 e no trabalho de Oliveira e colaboradores, intitulado "Cytosolic Ca2+ accumulation in ventricular myocytes after stimulation with high-intensity electric fields (HEF)" publicado na Biophys 5 J, 88 (suppl. 1), abstr 1514 em 2005.

É importante ressaltar que a sobrecarga de Ca2+ pode gerar atividade espontânea em miócitos, gerando focos ectópicos. Além disso, a indução de despolarização persistente e/ou lesão celular em certas regiões pode 10 favorecer a formação de bloqueios de condução que podem levar a um novo circuito de reentrância arritmogênico para perpetuação da arritmia, podendo contribuir para o insucesso da desfibrilação.

A patente norte-americana US 7,096,063, depositada em 15 19 de março de 2004 em nome de MEDTRONIC, INC. e-intitulada "Method and apparatus for delivering multi-directional defibrillation waveforms" descreve um método e dispositivo que armazena energia para a descarga através de uma pluralidade de eletrodos. No referido documento, ocorre 20 uma sobreposição temporal, com choques simultâneos, o que pode envolver maior risco de efeitos deletérios dada a soma espacial dos vetores elétricos resultantes em regiões discretas do coração, de modo que certos conjuntos de células ficariam expostos a campos de alta intensidade, favorecendo o surgimento de bloqueio de condução e manutenção da arritmia. Além disso, no referido documento existe a possibilidade emprego de choques sequenciais sem periodo estabelecido para a defasagem entre a estimulação 5 elétrica, o que pode levar a choques coincidentes ao periodo vulnerável do miocárdio, i.e., durante o periodo refratário relativo e logo após a repolarização, podendo dar origem a novas frentes de despolarização, provocando o reinicio da arritmia.

Portanto, aperfeiçoar o procedimento estimulatório,tornando-o mais eficiente e seguro, é essencial para o tratamento eficaz de arritmias cardiacas. A estimulação multidirecional de células isoladas, buscando maximizar o efeito excitatório do campo elétrico, vem sendo estudada 15 como uma abordagem para minimizar a intensidade do campo estimulatório; entre os trabalhos pode-se destacar Lima, intitulado: "Efeito da Direção do Campo Elétrico sobre o Limiar de Estimulação de Miócitos Ventriculares Isolados" publicado como Dissertação de Mestrado da Faculdade de Engenharia Elétrica e de Computação pela Unicamp, Campinas, SP em 1999; Bassani e colaboradores intitulado "Combining stimulus direction and waveform for optimization of threshold stimulation of isolated ventricular myocytes" publicado na Physiol Meas, 27: 851-863, 2006; e Fonseca e colaboradores, intitulado "Estimulação multidirectional de células cardíacas: instrumentação e experimentação" apresentado no XXI Congresso Brasileiro de Engenharia Biomédica em Salvador, BA em Outubro de 2008.

Esta abordagem também tem sido testada para aplicação no coração in situ, com estimulos sequenciais aplicados através de múltiplos pares de eletrodos em diferentes orientações e configurações, como destacado nos trabalhos de Chang e colaboradores, intitulado "Double and triple 10 sequential shocks reduce ventricular defibrillation threshold in dogs with and without myocardial infarction" publicado no J Am Coll Cardiol, 8: 1393-1405 em 1986; Jones e colaboradores, intitulado "Internal cardiac defibrillation in man: pronounced improvement with sequential pulse delivery in two different lead orientations" publicado em Circulation, 73: 484-491 em 1986; Jones e colaboradores, intitulado "Internal cardiac defibrillation: single and sequential pulses and a variety of lead orientations" publicado em Pacing Clin Electrophysiol, 1: 583-591 em 1988; Exner e colaboradores, intitulado "Combination biphasic waveform plus sequential pulse defibrillation improves defibrillation efficacy of a nonthoracotomy lead system" publicado em J Am Coll Cardiol, 23: 317-322 em 1994; Kerber e colaboradores, intitulado "Overlapping sequential pulses: a new waveform for transthoracic defibrillation" publicado em Circulation, 89: 2369-2379 em 1994; Thakur e colaboradores, intitulado "Direct comparison of monophasic, biphasic and sequential 5 pulse defibrillation over a single current pathway" publicado em Can J Cardiol, 12: 407-411 em 1996; PaganCarlo e colaboradores, intitulado "Encircling overlapping multipulse shock waveforms for transthoracic defibrillation" publicado em J Am -Coll Cardiol, 32: 206510 2071 em 1998; Zheng e colaboradores, intitulado "Reduction of the internal atrial defibrillation threshold with balanced orthogonal sequential shocks" publicado em J Cardiovasc Electrophysiol, 13: 904-909 em 2002. No entanto, nestes casos, o intervalo entre os choques em diferentes 15 direções não tem sido levado em conta.

Fonseca e colaboradores, no trabalho de 2008, demonstraram que a aplicação de choques multidirecionais, chaveados num intervalo curto o suficiente para não exceder a duração do PA ventricular (rato), produziu recrutamento 20 excitatório comparável ou até superior àquele obtido pela aplicação de choques em diversas direções com intervalo > 2 s.

Como pode ser observado nenhum documento do estado da técnica descreve ou muito menos sugere abordagens utilizando a desfibrilação multidirectional com chaveamento otimizado, ou seja, com a descarga desfibrilatória aplicadas em diferentes direções e chaveadas de modo que a sequência dure menos que o periodo refratário do tecido 5 miocárdico.

Sumário da Invenção

Para solucionar os problemas acima mencionados, a presente invenção propiciará vantagens significativas em relação aos dispositivos existentes para desfibrilação 10 cardiaca, possibilitando um aumento do seu desempenho e apresentando uma relação custo/beneficio mais favorável.

A presente invenção se refere a um dispositivo de desfibrilação cardíaca multidirecional capaz de aplicar choques sequenciais mono ou bifásicos em três diferentes 15 direções, pela passagem de corrente elétrica através de três pares de eletrodos estrategicamente separados num período menor que 100 ms.

A alimentação do dispositivo da presente invenção foi feita por uma fonte de tensão DC, constituída por uma 20 bateria recarregável chumbo-ácida selada. O circuito foi composto por um regulador de tensão que garantiu +5 V ao circuito de controle e de interface do equipamento com o utilizador, e por uma fonte chaveada responsável por elevar a tensão aos níveis requeridos para carga de três capacitores no qual armazenavam a descarga desfibrilatória. Cada capacitor realizava a descarga da energia a cada direção.

Breve Descrição dos Desenhos

A estrutura e operação da presente invenção, ' juntamente com suas vantagens adicionais, pode ser melhor entendida mediante referência aos desenhos em anexo e a seguinte descrição:

A Figura 1 mostra um diagrama em blocos do dispositivo de desfibrilação multidirecional da presente invenção;

A Figura 2 mostra um circuito esquemático da fonte de alimentação. e fonte chaveada do dispositivo de desfibrilação multidirecional da presente invenção;

A Figura 3 mostra um circuito esquemático de controle do desfibrilador multidirecional do dispositivo de desfibrilação multidirecional da presente invenção;

A Figura 4 mostra um circuito de chaveamento, com exemplo para a orientação 0o do dispositivo de desfibrilação multidirecional da presente invenção;

A Figura 5 mostra um gráfico do pulso de disparo para 20 ms, para ativação do chaveamento da descarga desfibrilatória nas direções 0o, 60° e 120;

A figura 6 mostra o circuito completo do dispositivo de desfibrilação multidirecional da presente invenção;

A Figura 7 mostra os eletrodos, na forma de discos côncavos, formados por uma calota esférica, parte de uma esfera cortada por um plano;

As Figuras 8A, 8B, 8C, 8D, 8E e 8F mostram a peça de 5 sustentação dos eletrodos, desenvolvida por prototipagem com material plástico em policarbonato/abs para a presente invenção;

A Figura 9 mostra as formas de onda da descarga desfibrilatória nas modalidades monodirecional (à esquerda) 10 e multidirecional (à direita) , com duração de 30 ms, para os niveis de energia de 1 a 7J (indicados em cada painel;

A Figura 10 mostra as formas de onda da descarga desfibrilatória nas modalidades monodirecional (à esquerda) e multidirecional (à direita), com duração de 20 ms, para 15 os niveis de energia de 1 a 7J (indicados em cada painel).

As Figuras 11A e 11B mostram gráficos das curvas de probabilidade de desfibrilação em função da energia aplicada (J), obtidas da desfibrilação nas modalidades mono e multidirecional em coração de porcos (tórax aberto), 20 utilizando pulsos desf ibrilatórios de 30 (A) e 20 ms de duração (B) . Os pontos indicam as médias e respectivos valores de erro-padrão;

A Figura 12 mostra um gráfico das curvas de probabilidade de desfibrilação em função da energia aplicada (J) , obtidas da desfibrilação mono e multidirecional em 6 animais nos quais foi possível utilizar o design pareado. Os pontos indicam as médias e respectivos valores de erro-padrão;

A Figura 13 mostra os níveis de energia necessaries para diferentes probabilidades de sucesso na desfibrilação cardíaca, determinados nos mesmos animais com choques mono e multidirecionais. Os dados estão apresentados como média + erro padrão. * P< 0,05 vs. choque monodirecional; e

A figura 14 mostra um diagrama em blocos do circuito de alimentação do dispositivo para desfibrilação cardíaca multidirecional com chaveamento otimizado da presente invenção;

Anexo 1 (A, B e C) mostra o dispositivo de desfibrilação multidirecional da presente invenção

desenvolvido para aplicação de pulsos desfibrilatórios em três direções; e

Anexo 2 mostra as manoplas de desfibrilação, cada uma

com um arco no qual se localizam 3 eletrodos metálicos em forma de disco côncavo, botões de carga (verde) e disparo (vermelho) e cabo elétrico espiralado com conector.

Descrição Detalhada da Invenção

Embora a presente invenção possa ser suscetível a diferentes modalidades, é mostrada nos desenhos e na i - 1 - seguinte discussão detalhada, uma modalidade preferida com o entendimento de que a presente modalidade deve ser considerada uma exemplificação dos principios da invenção e não pretende limitar a presente invenção ao que foi 5 ilustrado e descrito aqui.

A efetividade do campo elétrico em estimular uma célula é maior quando este se orienta paralelamente ao eixo maior da célula. No coração, as células estão dispostas em diferentes orientações, portanto, um estimulo em uma dada 10 direção deverá excitar apenas um conjunto de células. Para excitação mais generalizada, é necessário aumentar a intensidade do estimulo elétrico.

Com a estimulação em mais de uma direção (multidirecional) , é possivel excitar um número maior de células com uma menor intensidade do estimulo. No caso da desfibrilação cardiaca, na qual usualmente se emprega choques fortes que podem lesar o miocárdio, a redução da intensidade do choque pela estimulação multidirecional implica em maior segurança no processo de desfibrilação.

Uma causa reconhecida de insucesso na desfibrilação elétrica é a excitação de células no chamado periodo vulnerável, o que favorece a reinstalação da fibrilação ventricular pelo próprio choque desfibrilatório. Com a aplicação de choques multidirecionais num periodo inferior à duração do período refratário miocárdico, quando a célula pouco excitável eletricamente, o reinicio da fibrilação é minimizado, o que aumenta e eficiência da desfibrilação. Isto significa maior recrutamento de células sem re- 5 excitação.

Os resultados obtidos por meio de uma modalidade de desfibrilação da presente invenção mostraram que a desfibrilação multidirecional com chaveamento otimizado permitiu a redução significativa do nível de energia 10 aplicada, o que é esperado reduzir a incidência e severidade dos efeitos deletérios causados pelos campos elétricos de alta intensidade utilizados para desfibrilação cardíaca, e assim contribuir para maior sucesso na desfibrilação (diminuindo a probabilidade de reincidência 15 da arritmia) e menor grau de lesão miocárdica.

A técnica desenvolvida para desfibrilação cardíaca,por meio de um desfibrilador multidirecional da presente invenção, se baseia na aplicação defasada de choques em 3 direções diferentes, de modo a recrutar eletricamente mais células do miocárdio, porém o processo de estimulação, que tem duração inferior à do período refratário, é breve o suficiente para que as células sejam excitadas por apenas 1 dos choques. Além disso, o dispositivo desenvolvido pela presente invenção permite que a desfibrilação multidirecional com chaveamento otimizado seja aplicada usando-se um único desfibrilador portátil (vs. vários desfibriladores acoplados por um dispositivo sincronizador) e um único par de manoplas/pás (em contraposição a múltiplos pares de eletrodos fixados ao coração), o que facilita a utilização deste método na condição clinica.

Portanto, a sucessão de choques multidirecionais com defasagem otimizada permite a rápida excitação de células com diferentes orientações, de modo a garantir que o 10 miocárdio não seja estimulado no periodo de vulnerabilidade, e que se a célula cardiaca for excitada por um dado estímulo, não responderá aos próximos, durante o mesmo ciclo estimulatório, minimizando desta forma, o surgimento de bloqueio de condução e reexcitação. A não 15 sobreposição temporal dos estímulos evita a soma de vetores elétricos, evitando a geração de campos muito elevados sobre uma dada região do miocárdio.

A desfibrilação multidirecional com chaveamento otimizado da presente invenção é um processo pelo qual são aplicados choques em mais de uma direção, chaveados com defasagem de milissegundos, de modo que a sequência dure menos que o período refratário miocárdico.

O dispositivo de desfibrilação multidirectional desenvolvido pela presente invenção é capaz de aplicar choques sequenciais mono ou bifásicos em três diferentes direções, pela passagem de corrente elétrica através de três pares de eletrodos estrategicamente separados num periodo menor que 100 ms.

A alimentação do equipamento foi feita por uma fonte de tensão DC, constituída por uma bateria recarregável' chumbo-ácida selada. O circuito foi composto por um regulador de tensão que garantiu +5 V ao circuito de controle e de interface do equipamento com o utilizador, e por uma fonte chaveada responsável por elevar a tensão aos niveis requeridos para carga de três capacitores no qual armazenavam a descarga desfibrilatória. Cada capacitor realizava a descarga da energia em uma direção.

Um microcontrolador é responsável por gerar pulsos sequenciais de disparo (pulsos retangulares de tensão, 5 V) para o acionamento de chaves semicondutoras que permitiram realizar a descarga do choque desfibrilatório nas três direções. Os pulsos eram gerados de modo a acionar com uma pequena defasagem o chaveamento a cada par de eletrodos. A cada comando de disparo, apenas uma sequência de pulsos é gerada. O circuito de chaveamento é constituído por três chaves eletrônicas (triacs) que, quando acionadas pelos pulsos de disparo no gate, realizam a descarga da tensão armazenada nos capacitores, permitindo, desta maneira, a passagem de corrente elétrica através do coração em cada direção de estimulação. A condução da corrente é limitada apenas à duração do pulso de disparo.

Transformadores de pulso foram utilizados para 5 garantir o disparo dos triacs quando é mantida em uma de suas entradas um trem de pulsos de freqüência de 1 kHz proveniente do circuito de controle, e também, para isolar eletricamente o circuito de controle do circuito de potência a ser acionado.

Para desfibrilação direta (i.e., contato dos eletrodos com a. superficie do coração, na condição de tórax aberto) , foi desenvolvido um modelo de manopla/pá que apresenta, cada uma, 3 (três) eletrodos em forma de discos côncavos, de aço inoxidável cirúrgico 304, polido e escovado, com 15 espessura de 1 mm. Cada eletrodo foi fixado a um eixo de sustentação preso a um arco, que contém canaletas internas para passagem dos fios. A base de sustentação dos eletrodos foi desenvolvida por técnica de prototipagem, constituída de policarbonato/abs, e apresenta três orifícios de 5 mm de 20 diâmetro para instalação dos eletrodos.

Os eletrodos laterais foram posicionados em 60° com relação ao orifício central para estabelecer as direções de aplicação dos choques. Na parte superior do orifício central, foi construída uma base circular para encaixe de um cilindro de aluminio, coberto com pintura eletrostática, com a finalidade de acoplamento da peça com os eletrodos à manopla de pega, para proteger a fiação ligada aos eletrodos, bem como para alongar a peça e assim facilitar o 5 manuseio dos eletrodos no interior da cavidade torácica. As manoplas de pega foram projetadas para minimizar a possibilidade de contato do operador com os eletrodos e as partes condutivas, e continham um botão para acionar o carregamento dos capacitores e outro para acionar o disparo 10 da descarga. Para ligação do contato entre todos os eletrodos e das chaves ao desfibrilador, foram utilizados dois cabos elétricos espiralados através de conectores de 5 vias.

Modalidade Preferencial da Presente Invenção Desfibrilador multidirecional

O desfibrilador multidirecional da presente invenção foi desenvolvido com base no circuito de chaveamento que permite a estimulação elétrica de miócitos ventriculares isolados em 3 direções e ângulo de separação de 60°, tal 20 como no trabalho de Fonseca e colaboradores intitulado: "Estimulação multidirecional de células cardiacas: instrumentação e experimentação" apresentado no XXI Congresso Brasileiro de Engenharia Biomédica. Salvador, BA em outubro de 2008 e incorporado aqui em sua totalidade por referência, bem como no protótipo de um desfibrilador convencional que fornece descarga desfibrilatória interna senoidal monofásica amortecida, apresentado no trabalho de Viana intitulado: "Montagem de Protótipo de Desfibrilador e 5 Análises Experimentais em Cães Anestesiados" - Trabalho de Conclusão de Curso em Engenharia Elétrica - Pontificia Universidade Católica de Minas Gerais, Poços de Caldas, MG. 2007, também incorporado aqui em sua totalidade por referência.

O dispositivo desenvolvido da presente invenção fornece pulsos de tensão com forma de onda monopolar de descarga capacitiva (RC - resistor/capacitor) e é capaz de aplicar choques: a) em uma única direção (monodirecional, i.e., como utilizado em desfibriladores convencionais), pela passagem de corrente elétrica entre apenas um par de eletrodos (um eletrodo em cada pá) ; ou b) choques sequenciais em três diferentes direções (multidirecional) , pela passagem de corrente através de três pares de eletrodos estrategicamente separados em ângulo de 60°. 0 chaveamento da descarga multidirecional foi projetado para ser suficientemente rápido (total de 60-90 ms) para permitir a estimulação elétrica direta do coração nas três direções dentro do periodo de duração do PA cardiaco em mamiferos grandes (200 ms em suinos, à temperatura de 37 °C, como mostrado no trabalho de Roscher e colaboradores, intitulado "Effects of dopamine on porcine myocardial action potentials and contractions at 37 °C and 32 °C" publicado em Acta Anaesthesiol Scand, 45: 421-426 em 2001).

Desta maneira, a maior parte das células cardíacas responde a apenas urn dos estimulos aplicados.

A intensidade dos pulsos desfibrilatórios foi dependente do nivel de energia selecionado numa escala continua de 0,48 a 7,31 J. A energia entregue durante um 10 choque desfibrilatório foi calculada segundo a equação publicada nos trabalhos de Bardy e colaboradores, intitulado "Prospective comparison of sequential pulse and single pulse defibrillation with use of two different clinically available systems" publicado no J Am Col 15 Cardiol, 14: 165-171 em 1989; e no trabalho de Dosdall & Sweeney, intitulado "Extended charge banking model of dual path shocks for implantable cardioverter defibrillators" publicado na Biomed Engin Online, 7: 22-35 em 2008, ambos trabalhos incorporados aqui em sua totalidade por 20 referência.

onde a Energia é dada em J, C é a capacitância (em μF) dos capacitores de armazenamento da energia, e V é a tensão elétrica (em V) de carga dos capacitores necessária para cada nível de energia.

A Tabela 1 representa a tensão de carga requerida para os níveis de energia de 1 a 7 J utilizando capacitores com 5 capacitância fixa de 100 μF. Esta capacitância foi escolhida com o propósito de reduzir a tensão de carga necessária para cada nível de energia e, consequentemente, diminuir o campo elétrico (E, em V/cm) aplicado e o pico de corrente durante a desfibrilação,,. minimizando deste modo, 10 possíveis danos ao miocárdio. Porém, o equipamento pode utilizar diferentes capacitores para gerar diferentes níveis de tensão elétrica.

A Tabela 1 mostra a tensão de carga dos capacitores calculada (equação 1) para níveis energia a ser 15 selecionados para a descarga desfibrilatória direta, e a respectiva corrente elétrica I, calculada pela lei de Ohm (V = R . I) , onde R = 50 Q, para simular a impedância do coração de acordo com Associação Brasileira de Normas Técnicas.

O desfibrilador multidirecional, como monstrado no diagrama em blocos da Figura 1, consiste de uma fonte de alimentação gue fornece uma tensão regulada aos circuitos de controle e de interface do equipamento, além de fornecer a tensão de carga dos capacitoresf de acordo com o nivel de . energia selecionado (Tabela 1).

O circuito de isolação foi projetado para garantir o isolamento elétrico entre o circuito de baixa tensão i (circuito de controle) do circuito de alta potência (circuito de chaveamento), e também garantir o acionamento do chaveamento a cada direção para o disparo da descarga desfibrilatória. Os circuitos eletrônicos correspondentes a cada um dos blocos do diagrama serão descritos a seguir:

Fonte de Alimentação

A alimentação do dispositivo da presente invenção foi feita por uma fonte de tensão DC, constituída por uma bateria recarregável chumbo-ácida selada, regulada por válvula de 6,0 V e 4,5 Ah (mod. UP-645 Unipower, Unicoba Ind. Componentes Eletrônicos, São Paulo, SP). Para recarga, foi utilizado um carregador eletrônico para bateria selada de 6,0 VDC e 0,4 Ah (mod. FCB 64AL, Hayonik Ind. Com. Prod. Eletrônicos, Londrina, PR).

Este circuito foi composto de um regulador de tensão (mod. LM2940CT-5.0, National Semiconductor Co., Santa 5 Clara, CA, USA), que garantiu +5 V ao circuito de controle e de interface do equipamento com o usuário, e por uma fonte chaveada responsável por elevar a tensão aos niveis requeridos para carga dos capacitores responsáveis pelo armazenamento da descarga desfibrilatória (0 a 382 V) . A 10 fonte chaveada incorpora um regulador chaveado ajustável (mod. LM2577-ADJ, National Semiconductor Co., Santa Clara, CA, USA) que chaveia a corrente em elevada frequência, de forma a manter uma tensão de saida DC estabilizada. O regulador chaveado foi ligado a um transformador (mod. TR 15 70415, Ralp Industrial, Alvorada, RS) , projetado sobre o núcleo Thornton NP-23/17-4900-IP6 para relação de espiras . de 1:10, com Ni = 4 espiras, Li = 78,4 μH, N2 = 40 espiras, L2 = 7,84 mH, e frequência de 52 kHz), e sua saida foi conectada a um diodo retificador rápido UF4007 (1,0 A, 1000 20 V, Fairchild Semiconductor, San Jose, CA, USA), como mostrado na Figura 2. .

Assim, na saida do transformador, a tensão encontrou- se elevada em correspondência ao nivel de energia a ser aplicado, e foi ajustada por um potenciômetro multivoltas < 1 25/58 de 100 kQ (precisão de 5%, linear) . Sob esta tensão de saida, havia um divisor de tensão constituído por um resistor de 1 MQ (1/8 W, 5%) e um trimpot 3296 de 20 kQ (potenciômetro vertical ajustável, 10%, Kingtronics Int. Co., Hong Kong, China). Desta forma, teve-se uma tensão de 0-5 V servindo como amostra ao circuito de controle, e proporcional a 141-382 V.

O acionamento da fonte chaveada para inicio da carga dos capacitores era feito manualmente por uma chave push 10 button (mod. R16-503AD) na cor verde, presente em uma das manoplas de desfibrilação.

Circuito de controle

Para o controle do chaveamento da descarga desfibrilatória, a seleção do modo de disparo mono ou 15 multidirecional, e a apresentação via display de LCD dos dados referentes à tensão selecionada e o respectivo nivel de energia, utilizou-se o microcontrolador PIC 16F818-I/P (Microchip Technol. Inc., Chandler, AZ, USA), um circuito integrado que reúne em um único dispositivo todos os 20 circuitos necessários para realizar um completo sistema digital programável. Estruturalmente o dispositivo apresenta 18 pinos (16 pinos de entrada/saida, Vss e +VDD) F e é constituído de um processador, 128 bytes de memória de dados (RAM) e de programa (EEPROM), oscilador interno de 4 MHz, e possui 5 canais de conversores analógico/digital (A/D) integrados.

A programação das funções a serem realizadas pelo microcontrolador foi desenvolvida em linguagem de montagem 5 (assembly) , e o programa foi escrito e carregado pelo software gravador MPLAB® IDE (Microchip Technol. Inc., Chandler, AZ, USA) para que o microcontrolador executasse todos os ciclos de instruções.

O conversor A/D da porta ANO (pino 17) foi utilizado 10 para realizar o registro do sinal das amostras de tensão de carga (0-5 V, grandeza analógica) com a finalidade de gerar a representação digital destes niveis de tensão e disponibilizar em um display de LCD (16 colunas x 2 linhas de caracteres, com backlight azul; mod. LCD-016M002B, 15 Vishay Intertechnol., Shelton, CT, USA) as variáveis de TENSÃO (em V) e ENERGIA (em J) . A energia foi calculada internamente ao microcontrolador por meio da programação, conforme a equação 1, no qual armazenava a cada instante em seus registradores de memória, amostras da tensão de carga 20 dos capacitores.

O microcontrolador foi configurado para se comunicar com o display por meio das portas RAI, RA2 e RB0-RB3 (pinos 18, 1 e 6 a 9, respectivamente), enquanto o display recebeu os dados do microcontrolador nos pinos 4, 6, 11-14. Os pinos 1 e 3 do display foram responsáveis pelo contraste, que foi ajustado por um trimpot de 10 kQ (10%, Kingtronics Int. Co., Hong Kong, China); o pino 2 recebeu a alimentação de +5 V, os pinos 5, 7-10 foram ligados ao ground (GND) , e 5 os pinos 15 e 16 foram utilizados para iluminação de fundo do display.

A programação foi configurada para que a porta RB5 (pino 11) fosse responsável pela seleção do modo de disparo monodirecional (quando uma chave do tipo alavanca 10 permaneceu na posição "aberta") ou multidirecional (quando a chave foi fechada para GND), como mostrado na Figura 3. Os pinos 5 (Vss) θ 14 (VDD) foram ligados ao GND e à alimentação de +5 V, respectivamente. Na saida RB4 (pino 10), gerou-se um trem de pulsos na frequência de 1 kHz, que 15 foi utilizado para garantir o disparo do chaveamento.

Controle do Disparo Monodirecional

O disparo em apenas uma direção era efetuado quando a chave do tipo alavanca (pino 11) , localizada no painel frontal do equipamento, estava posicionada na posição 20 monodirecional. Desta forma, o microcontrolador estava programado para gerar o pulso de disparo apenas na saida RA4 (pino 3) . Essa saida correspondeu aos eletrodos centrais das manoplas.

Controle do Disparo Multidirecional

Com a seleção do | modo de desf ibrilação multidirecional, no momento do acionamento da descarga do choque, o microcontrolador gerava os pulsos de disparo na sequência das três saídas programadas (pinos 2, 3 e 16), 5 correspondendo a um pulso para cada direção (0o, 60° e 120°) . Os pulsos eram gerados de modo a acionar o chaveamento defasados em 20 ou 30 ms a cada par de eletrodos, de modo que o último estímulo fosse aplicado 60 ms após o disparo do primeiro, e 20 ou 30 ms após o disparo 10 do segundo, totalizando um tempo de aplicação de 60 ou 90 ms.

Circuitos de chaveamento, isolação e armazenamento de energia

O chaveamento foi realizado por três chaves eletrônicas que, quando acionadas, realizavam a descarga da tensão armazenada nos capacitores, permitindo, desta maneira, a passagem de corrente elétrica através do coração em uma dada direção de estimulação.

A fonte chaveada fornecia a tensão . de carga aos 20 capacitores de acordo com o nível de a energia selecionado para aplicação. A fonte era ligada em paralelo ao terminal positivo de três capacitores com capacitância de 100 μF (mod. UPT2G101MHD, Nichicon Corp., Kyoto, Japão) por meio de um diodo retificador 6A10 (6,0 A, 1000 V, Rectron Semiconductor Inc., Chino, CA, USA), diretamente polarizado a cada urn deles. Aos terminais negativos dos capacitores, outro diodo 6A10 era ligado, diretamente polarizado com o GND da fonte chaveada, como mostrado na Figura 4.

Entre o cátodo do diodo e o terminal positivo de cada capacitor, foi ligado um Triode for Alternating Current (TRIAC TIC226M, 8,0 A, 600 V, Power Innov., Inc., Lindon, UT, USA), gue é um componente semicondutor gue conduz corrente elétrica nos dois sentidos e que atua como um interruptor eletrônico acionado por tensão. Este componente possui os terminais Anodol (pino 1), Anodo2 (pino 2) e um terminal de disparo (gate, pino 3) , e permanece em estado de não condução até receber um pulso de tensão de disparo no gate, proveniente do circuito de controle. Assim, uma vez carregados os capacitores, a descarga ocorre com a passagem da corrente pelos TRIACs somente quando o pulso de disparo é recebido no gate, e a tensão armazenada nos capacitores é descarregada apenas durante o periodo do pulso de disparo, como mostrado na Figura 5. A ligação do circuito de controle ao gate dos TRIACs foi realizada por transformadores de pulso (com relação 1:1, mod. TP-1:1/4T, Thornton Eletrônica, Vinhedo, SP) , componentes alimentados por pulsos de tensão em sua entrada, para que realizassem o disparo dos TRIACs, evitar o curto circuito nas chaves semicondutoras e garantir que o circuito de controle fosse isolado eletricamente do circuito de potência a ser acionado. Desta forma, em uma de suas entradas, o transformador de pulso recebeu os pulsos de disparo por meio de um transistor BC548C (Motorola Semiconductors, Hong Kong, China), em série com um resistor de 100 Q (1/8 W, 5%) para limitar a corrente, e na outra entrada recebeu, por meio de um resistor de 470 Q (1/8 W, 5%), em série com um transistor BC548C, trem de çulsos com a frequência constante de 1 kHz, para garantia do disparo do chaveamento. Por fim, uma das saidas dos transformadores de pulso foi ligada ao gate dos TRIACs, e a outra, ao Anodol.

Montagem do desfibrilador multidirecional

O design do circuito elétrico para o dispositivo de desfibrilação multidirecional da presente invenção foi desenvolvido com o software ■ISIS (Figura 6) , parte do aplicativo Proteus Professional Suite Design 7.7 (Labcenter Electronics, Ontário, Canadá), que também contém o software ARES para desenvolvimento de layout para placa de circuito impresso (PCI). Realizado o projeto, gerou-se um arquivo para confecção da PCI (Alfapress PCI, Campinas, SP) e posterior soldagem dos componentes.

Conforme mostrado no anexo IA, a PCI e a bateria foram alocadas em uma caixa do tipo gabinete de bancada (mod. BO 62609, de dimensões 307 x 257 x 65 mm, Phoenix Mecano Com. Tec. Ltda., São Paulo, SP) , e foi feita a conexão dos componentes ao painel frontal e traseiro. Os painéis foram construidos na APD/CEB/UNICAMP, em plástico PVC, com 5 adesivos fixados na parte frontal (indicando as funções das chaves, seleção do nivel de energia e saidas para os eletrodos de desfibrilação, anexo IB) e traseira (entrada para carga da bateria e fusivel, anexo 1C). Na parte superior da caixa, foi fixado um adesivo com advertências e 10 instruções sobre o modo de operação do equipamento. Os adesivos foram confeccionados com o programa Coreldraw® Graphics Suite X5 (Corel Corporation, Ottawa, Canadá).

Manoplas e Eletrodos de Desfibrilação

Os eletrodos foram utilizados como meio de contato 15 entre o desfibrilador e a superfície do coração, para aplicação da descarga desfibrilatória. Devido à necessidade do uso de 3 pares de eletrodos (vs. apenas 1, na desfibrilação convencional) e do estabelecimento de contado dos 6 eletrodos com a superfície cardíaca, houve a 20 preocupação com o tamanho dos eletrodos. Embora a redução da área da superfície dos eletrodos fosse necessária para o contato adequado, ela não poderia ser muito reduzida, pois um aumento excessivo na densidade de corrente elétrica poderia causar queimaduras no tecido cardíaco durante a desfibrilação. Adotou-se, para cada eletrodo, a área minima preconizada para eletrodos de desfibrilação para uso interno em pediatria (900 mm2; ASSOCIATION FOR THE ADVANCEMENT OF MEDICAL INSTRUMENTATION. Cardiac 5 defibrillator devices. ANSI/AAMI DF2-1996. Arlington (VA) : AAMI em 1996. American National Standard.; ASSOCIAÇÃO BRASILEIRA DE NORMAS TÉCNICAS. Equipamento eletromédico -Parte 2-4: Prescrições particulares para segurança de desfibriladores cardíacos. ABNT NBR IEC 60601-2- 4: 2005. Rio de Janeiro em 2005, incorporado aqui em sua totalidade por referência).

Foram fabricados 6 discos côncavos, em aço inoxidável cirúrgico 304, polido e escovado, com espessura de 1 mm (Nova Inox, Campinas, SP) . A altura da concavidade, cujo 15 objetivo é melhorar o contato com a superfície do coração,foi de 2 mm, a mesma dos eletrodos comercializados para desfibrilação interna pediátrica (mod. 7252-4, Instramed, Porto Alegre, RS) utilizados por Viana (2007) , incorporado aqui em sua totalidade por referência. O diâmetro do disco 20 foi calculado, levando em consideração a área de uma calota esférica, conforme o trabalho de Harris & Stocker, intitulado "Spherical segment (spherical cap). In: Handbook of Mathematics and Computational Science. New York: Springer-Verlag, 1998, e incorporado aqui em sua totalidade por referência, conforme mostrado na Figura 7.

Calculou-se o diâmetro adotando uma área minima da calota esférica de 900 mm2 e altura da concavidade de 2 mm, chegando-se ao valor de 34 mm, o qual está em concordância 5 com as normas ABNT NBR IEC 60601-2-4 (2005) e AAMI/ANSI DF2 (1996), incorporado aqui em sua totalidade por referência.

A cada eletrodo foi fixado um eixo de sustentação, de aço inox, com 5 mm de diâmetro e 10 mm de comprimento. Uma vez finalizada a fixação, foi feita uma pintura 10 eletrostática a pó com tinta branca (JPS Pinturas Especiais, Campinas, SP), na parte de trás dos eletrodos e no eixo, para isolação elétrica destas partes, evitando que parte da energia fosse dissipada em contato com outros tecidos além do miocárdio.

A base de sustentação dos eletrodos foi desenvolvida por técnica de prototipagem, que consiste em fabricar objetos fisicos diretamente a partir de objetos virtuais tridimensionais gerados por software, por um processo de modelagem por deposição de material fundido, pela extrusão 20 de filamentos de plásticos aquecidos, em sucessivas camadas até a formação por completo do objeto. As diversas camadas recebem tanto o material para a construção do objeto, como um material utilizado como suporte para superficies suspensas, sendo este removido por pós-processamento com ultra-som.

A peça final foi constituída de policarbonato/abs, e i apresentava três orifícios de 5 mm de diâmetro para instalação dos eletrodos (Figura 8A). Com relação ao orifício central, os demais orifícios foram posicionados em 60° para formar as direções de aplicação do choque (0o, 60° i e 120°), como mostrado na Figura 8B. As hastes laterais eram dutos ocos para passagem da fiação soldada aos eletrodos (Figura 8C). Na parte superior do orifício central, foi construída uma base circular para encaixe de um cilindro de aluminio (com diâmetro de 9 mm e comprimento de 140 mm) , coberto com pintura eletrostática, com a finalidade de acoplamento da peça com os eletrodos à manopla de pega, para proteger a fiação ligada aos eletrodos, bem como para alongar a peça e assim facilitar o manuseio dos eletrodos no interior da cavidade torácica (Figura 8D).

Todos os orificios continuaram vazados até a parte traseira da peça, e sua abertura foi aumentada para permitir a soldagem dos fios (Figura 8E) . O espaço vazio desta área de soldagem foi posteriormente preenchido com borracha de silicone Siqmol (dureza: 6022, cinza, Siqplás Ind. Com., São Paulo, SP) para impedir a entrada de resíduos, e por fim fechado com tampas feitas do mesmo material da peça (Figura 8F) .

As manoplas de pega foram projetadas para minimizar a possibilidade de contato do operador com os eletrodos e as partes condutivas, como recomendado pela ABNT NBR IEC 60601-2-4 (2005), incorporado aqui em sua totalidade por referência. Foram construídas duas manoplas a partir de tarugos de nylon com 32 mm de diâmetro e 140 mm de comprimento, que foram posteriormente conectadas à haste de aluminio e à peça de policarbonato/abs, com os três eletrodos cada. Na parte superior de cada manopla, foram encaixados os botões do tipo push button responsáveis um para carga dos capacitores (cor verde) e outro de disparo da descarga (cor vermelha). Para ligação do contato entre todos os eletrodos e das chaves ao desf ibrilador, foram utilizados dois cabos elétricos espiralados de 5300 mm de comprimento e 5 mm de diâmetro, com 5 vias trançadas de contato, sendo 3 vias para conexão com os eletrodos e 2 para as chaves (Seat Telecom Ind. Com. Fios e Cabos Ltda., Salto, SP). .

Para finalizar, foi acrescentado a cada extremidade dos cabos elétricos, um conector cabo de 5 contatos macho M16 (ITC Conectores, Embú Guaçu, SP) para conexão das manoplas-eletrodos aos respectivos conectores de 5 contatos fêmea M16, localizados no painel do desfibrilador multidirecional. 0 anexo 2 mostra o conjunto final das manoplas-eletrodos.

Os testes do desfibrilador multidirecional foram realizados na APD/CEB/UNICAMP, e consistiram da análise da 5 forma de onda das descargas monodirecional e multidirecional, em termos da tensão em função do tempo, de acordo com o nivel selecionado de energia a ser aplicado. Deste modo, o ensaio do dispositivo da presente invenção foi realizado especificando a energia entregue a uma carga 10 resistiva de 50 Q, que simula a impedância do paciente, conforme recomendado pela ABNT NBR IEC 60601-2-4 (2005), incorporado aqui em sua totalidade por referência. Variações na carga resistiva foram efetuadas com a finalidade de observar as possiveis alterações na forma de 15 onda final da descarga desfibrilatória.

As formas de onda dos pulsos de disparo liberados pelo microcontrolador e da descarga do desfibrilador realizada pelo chaveamento foram adquiridas em um osciloscópio digital (mod. DSO3062A, Agilent Technologies Inc., Santa 20 Clara, CA, USA) conectado a um computador, utilizando o software DSO3000 Series Scope Connect Software (Version 04.02.10, Agilent Technologies Inc., Santa Clara, CA, 2005).

Metodologia dos testes in vivo

Foram utilizados 10 porcos Large-White fêmeas jovens (8 semanas de idade) , peso médio de 20 ± 3 kg, com padrão sanitário convencional, provenientes de criador especializado (Geraldo Vermeulen, Holambra, SP). Os animais 5 foram alojados em baias individuais no Biotério da Disciplina de Técnica Cirúrgica do NMCE/FCM/UNICAMP, recebendo água clorada filtrada e ração industrial ad libitum, onde não sofreram manipulação experimental até a realização dos experimentos. Não foi observado um periodo 10 de jejum previamente à realização dos experimentos.

O protocolo experimental e de manutenção dos animais foi aprovado pela Comissão de Ética no Uso de Animais, Instituto de Biologia, UNICAMP (CEUA/IB/UNICAMP; protocolo n°. 2251-1) .

Antes do inicio dos experimentos, todos os animaisreceberam medicação pré-anestésica de quetamina (10 mg/kg., i.m.). O animal foi, então, levado para a sala de cirurgia e colocado na goteira de Claude-Bernard. Foi realizado acesso venoso no pavilhão auricular para administração decloridrato de fentanila e tiopental sódico (12,5 μg/kg e 25 mg/kg, respectivamente, i.v.). Após entubação orotraqueal, o animal foi mantido em ventilação controlada (volume corrente de 10 ml/kg e fração inspirada de oxigênio de aproximadamente 50%) . Foram conectados eletrodos de eletrocardiograma para monitoração da atividade elétrica cardiaca (fisiógrafo, mod. Biomonitor 7, Bese-Bio Engenharia de Sistema e Equipamentos S.A., Belo Horizonte, MG). Após assepsia local com álcool iodado foi feita 5 toracotomia por meio de eletrocautério (mod. SS 500, WEM, Ribeirão Preto, SP), afastamento das costelas com afastador Finochietto e abertura do pericárdio. O coração foi umedecido periodicamente com solução salina durante os experimentos. A profundidade da anestesia foi 10 constantemente monitorada, e doses adicionais de anestésico foram administradas, quando necessário.

Protocolo Experimental

Foram realizados 2 experimentos preliminares para familiarização do experimentador com o novo sistema de pás, 15 bem como para teste do design do equipamento e das manoplas/eletrodos, e determinação da faixa de potência dos ' choques requerida para reverter a fibrilação. Com base nos resultados desses testes, foram feitas as adaptações necessárias no tamanho dos eletrodos e na peça de 20 sustentação.

No grupo experimental (N = 10) , utilizou-se no mesmo animal, as duas modalidades de choque (mono e multidirecional), buscando minimizar diferenças entre animais que pudessem interferir nos resultados. Choques das 2 modalidades foram aplicados alternadamente durante o curso do experimento, para que ambas modalidades fossem testadas paralelamente durante diferentes fases do experimento, nas quais pôde-se observar variação temporal do nivel de energia requerido para desfibrilação.

A fibrilação ventricular foi induzida por breve contato direto dos terminais de uma bateria comercial de 9.0 VDC com a superfície ventricular, de modo a aplicar uma corrente continua da ordem de microampères, conforme 10 descrito por Viana (2007), incorporado aqui em sua totalidade por referência.

O local de contato com a bateria foi mantido o mesmo para testes sucessivos de choques mono e multidirecionais. Imediatamente antes da indução da fibrilação ventricular, 15 os arcos das pás especialmente desenvolvidas para este fim foram posicionados, preferencialmente orientando os pares de eletrodos no sentido baso-apical, de modo a permitir o contato direto dos eletrodos com a superfície cardíaca.

Após confirmação do estabelecimento de FV, eram 20 aplicados os choques desfibrilatórios. Os choques eram aplicados em episódios alternados, nas modalidades mono e multidirecional. De um episódio para uma dada modalidade, eram obtidos 2 níveis de energia: um deles insuficiente, e o outro suficiente para produzir desfibrilação ventricular.

Se o primeiro nivel aplicado mostrava sucesso, a energia dos próximos choques (mesma modalidade) era reduzida até que não fosse capaz de reverter a arritmia. Caso não se obtivesse sucesso com o primeiro nivel, a energia era 5 aumentada nos choques subsequentes até que a desfibrilação fosse produzida. A seguir, iniciava-se um novo episódio para a outra modalidade, e assim sucessivamente.

No caso de insucesso do desf ibrilador em teste em reverter a fibrilação ventricular, utilizou-se um 10 desfibrilador transtorácico convencional (mod. Cardiomax, Instramed, Porto Alegre, RS) , com a aplicação de choques bifásicos de 360 J. Nesta situação, era retirado o afastador, as costelas eram aproximadas, e os choques eram aplicados externamente à cavidade torácica. Adicionalmente, 15 também foi utilizado para este fim, o protótipo de desfibrilador interno desenvolvido por Viana (2007), incorporado aqui em sua totalidade por referência, aplicando-se diretamente ao coração choques monofásicos com energia de 5-7 J através de pás pediátricas (mod. 7252-4, 20 Instramed, Porto Alegre, RS), para reversão da fibrilação.

No periodo requerido para recarga do desfibrilador, procedeu-se massagem cardiaca interna, para evitar completa interrupção da circulação.

O restabelecimento do ritmo sinusal pós-choque (i.e., sucesso do procedimento desfibrilatório) foi observado visualmente e pelo registro eletrocardiográfico. Um intervalo de 5-15 minutos foi observado entre sucessivas tentativas de indução de fibrilação-desfibrilação.

Os testes em cada animal prosseguiam até gue se observasse refratariedade da fibrilação induzida à reversão por choques aplicados com o desfibrilador transtorácico ou com o protótipo de Viana (2007) , incorporado aqui em sua totalidade por referência. A anestesia era então 10 aprofundada e procedia-se à eutanásia pela administração de injeção letal de KC1 19,1%, com verificação da morte do animal durante observação por 20 minutos.

Descarga mono e multidirecional

Conforme já mencionado, a seleção da modalidade 15 monodirecional implica na descarga desfibrilatória apenas no par de eletrodos centrais das manoplas, enquanto que, quando a modalidade multidirecional é selecionada, são aplicados choques defasados através dos três pares de eletrodos. A descarga desfibrilatória em cada direção (0o, 20 60° e 120°) era acionada sempre que os TRIACs responsáveis pelo chaveamento permaneciam no estado de condução. Portanto, a duração dos choques era determinada pela duração do trem de pulsos de disparo no gate dos TRIACs, a qual foi inicialmente programada para 30 ms. Assim, na 1 modalidade monodirecional, era aplicado um único choque com duração de 30 ms, a qual também foi a duração do choque aplicado em cada uma das 3 direções na modalidade multidirecional, com uma duração total da descarga desfibrilatória de 90 ms. Posteriormente, aplicou-se choques de menor duração (20 ms) , com duração total do periodo de descarga de 60 ms.

O pico de tensão atingido durante a descarga para cada nivel de energia apresentou a mesma amplitude para as duas modalidades, e foi proporcional à tensão inicial requerida para a carga dos capacitores conforme mostrado na Tabela 1.

A forma de onda de descarga RC monofásica do equipamento desenvolvido caracteriza-se pela queda da tensão como uma função exponencial do tempo. Na Figura 9 e 10, são apresentadas as formas de onda desfibrilatórias mono e multidirecionais em tensão, de acordo com o nivel selecionado de energia (1-7 J) para as durações de 30 e 20 ms, respectivamente. Os ensaios foram realizados sob uma carga resistiva de 50 Q, simulando a impedância do coração.

Desfibrilação Elétrica Multidirecional In Vivo

O resultado da análise de sobrevivência é um conjunto de pontos que descreve a probabilidade de desfibrilação em função da energia aplicada. A esses pontos, foi possível ajustar com sucesso uma função sigmóide (R2> 0,97 em todos os casos), que permite a determinação do nivel de energia requerido para uma dada probabilidade de sucesso desfibrilatório. A Tabela 2 e Figura 11A mostram os resultados obtidos de experimentos realizados em 4 animais, 5 utilizando pulsos de chaveamento de 30 ms para as modalidades de choque mono e multidirecional. Não foi observada diferença significativa do coeficiente de Hill da curva nas diferentes modalidades.

Embora a curva para choques multidirecionais tenha se mostrado deslocada à esquerda (Figura 11A), a diferença entre os valores de energia requeridos para uma probabilidade de desfibrilação de 50% (E50) não atingiu significância estatística, dada a sobreposição de seus intervalos de confiança para 95% (P> 0,05), a qual, no entanto, foi minima (Tabela 3).

Por outro lado, para pulsos com 20 ms de duração (6 animais; Tabela 4 e Figura 11B), foi observado um nitido desvio paralelo (caracterizado por valores de coeficiente de Hill mais próximos em ambas as curvas) à esquerda da curva referente à estimulação multidirecional. Para esta duração de choque, os valores de E50 foram marcantemente menores (P< 0,01) para a modalidade multidirecional.

Podemos observar que esta diferença se deveu primariamente ao aumento da eficiência da modalidade multidirecional, e não à queda de eficiência dos choques monodirecionais.

A Tabela 2 mostra os parâmetros da curva de probabilidade de desfibrilação para as modalidades de choque mono e multidirecional, com pulsos de duração de 30 ms. E50: energia do choque necessária para uma probabilidade de 50% de sucesso na desfibrilação. Os valores estão apresentados como média ± erro-padrão, acompanhados do intervalo de confiança da média para 95% (entre parênteses) .Tabela 2: Parâmetros da curva de probabilidade de desfibrilação para as modalidades de choque mono e multidirectional

A Tabela 3 mostra os parâmetros da curva de 15 probabilidade de desfibrilação para as modalidades de choque mono e multidirecional, com pulsos de duração de 20 ms. E50: energia do choque necessária para uma probabilidade de 50% de sucesso na desfibrilação. Os valores estão apresentados como média + erro-padrão, acompanhados do intervalo de confiança da média para 95% (entre parênteses) e 99% (entre colchetes).

Para uma comparação mais detalhada, foram utilizados dados obtidos de 6 animais, nos quais foi possivel obter um número de pontos suficientes com cada modalidade (minimo de 5 pares de valores de energia) para que se pudesse obter uma curva com ajuste satisfatório (R2> 0,97 em todos os casos). Neste caso, a partir de curvas individuais para 10 ambas as modalidades, foi possivel determinar médias e respectivos erros-padrões de valores de energia requeridos para diferentes probabilidades de desfibrilação,utilizando-se o design pareado para comparação da eficiência das 2 modalidades de desfibrilação (i.e., no 15 mesmo animal). Isto é de grande importância, pois, embora tenha-se cuidado em padronizar ao máximo as condições experimentais, observou-se grande variabilidade da susceptibilidade à desfibrilação na população de suinos estudada (P< 0,001 entre curvas de diferentes animais; teste de logrank de Mantel-Haenszel) .

Na Tabela 4 e Figura 12, estão apresentados os 5 resultados obtidos somente nesses animais. As curvas da Figura 12 foram determinadas a partir do conjunto (pool) de todos os pontos levantados experimentalmente (i.e, curva geral, e não individual). Pode-se observar um marcante desvio à esquerda da curva.,,, para a desf ibrilação 10 multidirecional (P< 0,01; Tabela 4). O desvio observado foi paralelo, a julgar pelos valores semelhantes do coeficiente de Hill. Esta similaridade também foi observada na comparação das médias dos valores individuais (monodirecional: 0,901 ± 0,119; multidirecional: 0,944 ± 0,109; P= 0,833, teste t de Student para amostras pareadas), embora estes valores tenham se mostrado superiores àqueles estimados para a curva geral.

A Tabela 4 mostra os parâmetros da curva de probabilidade de desfibrilação para as modalidades de 20 choque mono e multidirecional, aplicados na mesma população de suinos (N= 6) . E50: energia do choque necessária para uma probabilidade de 50% de sucesso na desfibrilação. Os valores estão apresentados como média ± erro-padrão, acompanhados do intervalo de confiança da média para 95% (entre parênteses) e 99% (entre colchetes).Tabela 4: Parâmetros da curva de probabilidade de desfibrilação para as modalidades de choque mono e multidirecional, aplicados na mesma população de suínos

O desvio paralelo à esquerda da curva obtida com aplicação de choques multidirecionais implicaria na maior eficiência desta nova modalidade de desfibrilação, comparada à monodirecional, para uma ampla faixa de probabilidade de sucesso desfibrilatório. Para testar esta predição, foi realizada a comparação dos valores médios de energia requeridos para probabilidades de 50, 75 e 90% de sucesso. As médias, calculadas a partir dos valores individuais obtidos das curvas ajustadas aos pontos experimentais de cada animal, estão apresentadas na Tabela 5 e na Figura 13.

Como pode ser observado, em todos os casos, mesmo para uma alta probabilidade de sucesso (90%), os niveis de energia do pulso requeridos para a reversão da fibrilação ventricular foram significativamente menores com a estimulação multidirecional do que com o uso da estimulação 5 monodirecional (P< 0,05; teste t de Student para amostras pareadas).

A Tabela 5 mostra a energia do choque desfibrilatório mono e multidirecional (média ± erro-padrão) requerida para as probabilidades de 50%, 75% e 90% de sucesso desfibrilatório.Tabela 5: Energia do choque desfibrilatório mono e multidirectional

O sucesso da desfibrilação é caracterizado pelo término da FV após a aplicação de choques elétricos de alta 15 intensidade, com a retomada da coordenação temporal e espacial da propagação da atividade elétrica ventricular.

Para o sucesso da desfibrilação elétrica do coração, é requerida a aplicação de campos de alta intensidade (que podem chegar a 100 V/cm, os quais, no entanto podem causar efeitos que favorecem a reinstalação da FV (como bloqueio de condução) e efeitos deletérios sobre as células miocárdicas, como disfunção contrátil e eletroporação 5 persistente, que resulta em despolarização, sobrecarga de cálcio, e morte celular. Por outro lado, existe uma relação positiva entre o sucesso da desfibrilação e a intensidade do choque (ver Figuras 11 e 12) . Portanto, o desenvolvimento de abordagens que permitam desfibrilação 10 efetiva com menor intensidade do estimulo é um importante desafio nas áreas de Cardiologia e Engenharia Biomédica.

Sabe-se que a produção de efeitos, tanto excitatórios quanto deleterios, de campos eletricos sobre o curacao depende da orientação do campo com relação ao eixo da célula ou do feixe de intensidades são requeridas paralelamente ao eixo maior transversal a este. Isto tem fibras miocárdicas: menores quando o campo é aplicado do que quando a aplicação é sido atribuído a diferença na efetividade do campo em afetar a redistribuição de cargas nas faces da membrana celular, a qual gera variação do Vm que leva à abertura de canais iônicos ou formação de eletroporos.

Assim, a aplicação de E em uma dada intensidade pode ou não resultar em excitação (i.e., levar o Vm ao valor limiar), dependendo de sua orientação relativa; o mesmo se aplicaria com relação à indução de eletroporação. No entanto, no coração, as fibras musculares estão dispostas em diversas direções, particularmente no ventriculo, em 5 cujas paredes os feixes de musculatura organizam-se nos padrões espiral e circular. Um choque aplicado entre um par de eletrodos com uma dada orientação terá diferente impacto em diferentes células miocárdicas, podendo ser inócuo para algumas e até letal para outras, dependendo de sua 10 intensidade. Portanto, a estimulação em mais de uma direção seria, em tese, uma abordagem que poderia aumentar a eficácia da desfibrilação elétrica.

O chaveamento projetado para o dispositivo da presente invenção cumpriu o objetivo de aplicar a descarga desfibrilatória multidirecional num periodo de 60-90 ms, inferior à duração do PA ventricular em miócitos ventriculares de porco, nos quais a duração até 90% de repolarização é cerca de 210 ms a 37 °C.

Na presente invenção, foi utilizado o TRIAC como 20 componente eletrônico responsável pelo chaveamento da descarga desfibrilatória multidirecional, o que diferiu do projeto anterior para estimulação multidirecional de miócitos isolados in vitro, no qual o chaveamento foi feito por meio de relés. Optou-se pelo TRIAC para evitar o prolongamento da duração total da descarga devido a atraso causado durante a comutação de relés. Os resultados dos testes em bancada e in vivo mostraram que, de fato, não houve alteração indesejada da duração da descarga.

Os resultados dos experimentos com design pareado indicam que a aplicação de choques em mais de uma direção representou um aumento da eficiência do processo desfibrilatório, uma vez que, para uma dada intensidade do estimulo, a probabilidade de sucesso na desfibrilação foi maior. Com esta modalidade de estimulação, o nivel de energia requerido por choque foi cerca de 20% menor do que com a desfibrilação convencional (monodirecional) , para praticamente toda a faixa de probabilidade de desfibrilação. Com base na demonstração de Fonseca e colaboradores (2008), que a estimulação multidirecional é mais efetiva por promover recrutamento excitatório de maior número de células com uma dada intensidade de estimulo, parece plausível supor que, no caso do presente estudo, este mecanismo estaria envolvido na . desfibrilação multidirecional. Em outras palavras, em níveis de energia insuficientes para desfibrilação monodirecional, a estimulação multidirecional recrutaria miócitos cuja orientação espacial seria desfavorável para recrutamento pelo choque aplicado em apenas uma direção, levando ao sucesso desfibrilatório.

Em resumo, na presente invenção desenvolveu-se um dispositivo que foi testado para a aplicação direta de choques desfibrilatórios mono e multidirecionais. Os testes 5 in vivo revelaram que a estimulação multidirecional permitiu a redução em 20% da intensidade requerida dos choques, numa ampla faixa de probabilidades de sucesso desfibrilatório.

Modalidade Preferencial da Presente Invenção

A figura 14 mostra um circuito de alimentação (1) do dispositivo constituído por uma fonte de tensão DC,proveniente de uma bateria recarregável chumbo-ácida selada (5) . Este circuito (1) foi composto por um regulador de tensão (6), que garantiu +5 V ao circuito de controle (2), 15 e por uma fonte chaveada (7) responsável por elevar a tensão aos niveis requeridos para carga dos capacitors (20-22) responsáveis pelo armazenamento da descarga desfibrilatória. A fonte chaveada (7) incorpora um regulador chaveado ajustável, que chaveia a corrente em 20 elevada frequência, de forma a manter uma tensão de saida DC estabilizada. O regulador chaveado foi ligado a um transformador e sua saida foi conectada a um diodo retificador rápido. Assim, a tensão encontrou-se elevada (9) em correspondência ao nivel de energia a ser aplicado, ; & ;e foi ajustada por um potenciômetro multivoltas (8) . Um divisor resistivo de tensão (10) garantiu uma tensão máxima de 5 V ao circuito de controle (2) disponibilizando, assim, uma amostra da tensão de carga dos capacitores (20-22) e proporcional à tensão de saida da fonte (9). O acionamento da fonte chaveada (7) para inicio da carga era feito manualmente por uma chave presente em uma das manoplas de desfibrilação.

Um microcontrolador PIC 16F818 (11) foi utilizado para o controle do chaveamento da descarga desfibrilatória, a seleção do modo de disparo monodirecional ou multidirecional, e a apresentação dos dados referentes à tensão selecionada e o respectivo nivel de energia. Por meio de um conversor analógico-digital presente no 15 microcontrolador (11) foi realizado o registro de sinal das amostras de tensão de carga (10) (0-5 V, grandeza analógica) com a finalidade de gerar a representação digital do nivel de tensão selecionada, convertê-la em niveis de energia e disponibilizá-las em display (12) . Um 20 trem de pulsos (13) na freguência de 1 kHz foi gerado e utilizado para garantir por meio de transformadores de pulso (17-19), o disparo do chaveamento (23-25) . Para o disparo da descarga desfibrilatória em apenas uma direção, o microcontrolador (11) foi programado para gerar um pulso de disparo referente apenas aos eletrodos centrais das manoplas (15) . Com a seleção do modo de desfibrilação multidirecional, no momento do acionamento da descarga do choque, efetuado manualmente por uma chave presente na 5 segunda manopla de desfibrilação, três pulsos de disparo eram gerados em sequência (14-16), correspondendo a um pulso para cada direção de estimulação (0°, 60° e 120°). Os pulsos eram gerados de modo a acionar o chaveamento defasados de 20 ms a cada par de eletrodos, de modo que o 10 último estimulo fosse aplicado 40 ms após o disparo do primeiro, e 20 ms após o disparo do segundo, totalizando um tempo de aplicação de 60 ms.

O chaveamento foi realizado por três chaves eletrônicas (23-25) que, quando acionadas, realizavam a 15 descarga da tensão armazenada nos capacitores (20-22), permitindo, desta maneira, a passagem de corrente elétrica através do coração em cada direção de estimulação. Como mencionado, a fonte chaveada (7) fornecia a tensão de carga aos capacitores (20-22) de acordo com o nivel de a energia selecionado 8 para aplicação. A fonte (7) era ligada em paralelo ao terminal positivo de três (20-22) capacitores com capacitância de 100 μF por meio de um diodo retificador, diretamente polarizado a cada um deles (2628) . Aos terminais negativos dos capacitores, outro diodo era ligado (29-31) , diretamente polarizado com o GND da fonte chaveada (7) . Entre o cátodo do diodo (26-28) e o terminal positivo de cada capacitor (20-22) , foi ligado um TRIAC modelo TIC226 23-25, componente semicondutor que 5 conduz corrente elétrica nos dois sentidos e que atua como um interruptor eletrônico acionado por tensão. Estes componentes (23-25) possuem os terminais Anodol, Anodo2 e um terminal de disparo (gate) , e permanece em estado de não condução até receber um pulso de tensão de disparo no gate 10 (32-34) , proveniente do circuito de controle (14-16) .

Assim, uma vez carregados os capacitores (20-22), a descarga ocorre com a passagem da corrente pelos TRIACs (23-25) somente quando o pulso de disparo é recebido no gate (32-34), e a tensão armazenada nos capacitores (20-22) é descarregada apenas durante o periodo do pulso de disparo.

O circuito de isolação (3) foi constituído de transformadores de pulso (17-19) (relação de espiras 1:1), e foram utilizados para realizar o disparo dos TRIACs (23-20 25) e garantir também, que o circuito de controle (2) fosse isolado eletricamente do circuito de potência (4) a ser acionado. Desta forma, em uma de suas entradas, os transformadores de pulso (17-19) recebeu os pulsos de disparo por meio de um transistor BC54 8C, em série com um resistor de 100 Q para limitar a corrente (14-16) , e na outra entrada (13) recebeu, por meio de um resistor de 470 Q em série com um transistor BC548C, trem de pulsos com a frequência constante de 1 kHz, para garantia do disparo do chaveamento. Por fim, uma das saidas dos transformadores de pulso (17-19) foi ligada ao gate dos TRIACs 32-34, e a outra, ao Anodol (35-37).

Conforme pode ser observado acima à principal aplicação do dispositivo de desfibrilação cardiaca da presente invenção é no processo de desfibrilação elétrica do coração de humanos e outros animais, que é o único procedimento conhecido para o tratamento de arritmias de alto potencial letal, tanto no processo de desfibrilação direta, quanto transtorácica, e para diferentes formas de 15 onda dos choques desfibrilatórios. A tecnologia de estimulação, da forma proposta, também pode ser aplicada, para cardioversores e marca-passos cardíacos (implantáveis ou não) e outros estimuladores de preparações multicelulares. .

Portanto, a nova técnica desenvolvida pela presente invenção para desfibrilação cardiaca, por meio de um desfibrilador multidirecional, se baseia na aplicação defasada de choques em 3 direções diferentes, de modo a recrutar eletricamente mais células do miocárdio, porém o processo de estimulação, que tem duração inferior à do periodo refratário, é breve o suficiente para que as células sejam excitadas por apenas 1 dos choques.

Além disso, o dispositivo desenvolvido da presente invenção permite que a desfibrilação multidirecional com chaveamento ótimo seja aplicada usando-se um único desfibrilador portátil (vs. vários desfibriladores acoplados por um dispositivo sincronizador) e um único par de manoplas/pás (em contraposição a múltiplos pares de eletrodos fixados ao coração), o que facilita a utilização deste método na condição clinica.

Assim, embora tenham sido mostradas apenas algumas modalidades da presente invenção, será entendido que várias omissões, substituições e alterações no dispositivo para 15 desfibrilação cardiaca multidirecional com chaveamento otimizado da presente invenção e no seu respectivo método podem ser feitas por um técnico versado no assunto, sem se afastar do espirito e escopo da presente invenção.

É expressamente previsto que todas as combinações dos elementos que desempenham a mesma função substancialmente da mesma forma, para alcançar os mesmos resultados, estão dentro do escopo da invenção. Substituições de elementos de uma modalidade descrita para outra são também totalmente pretendidas e contempladoas.

Também é preciso entender que os desenhos não estão necessariamente em escala, mas que eles são apenas de natureza conceituai. A intenção é, portanto, ser limitada, tal como indicado pelo escopo das reivindicações anexas.

Claims

1. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional caracterizado pelo fato de que compreende: - a aplicação defasada de choques em 3 (três) direções com chaveamento otimizado; - uma fonte de alimentação (7) que fornece uma tensão regulada aos circuitos de controle e de interface do equipamento; - circuito da fonte chaveada (4) responsável por elevar a tensão aos niveis requeridos para carga de três capacitores (20-22), com niveis de energia de 1 a 7J; em cada capacitor realiza a descarga da energia a cada direção; - um microcontrolador (11) que gera pulsos sequenciais de disparo para o acionamento de chaves semicondutoras que permitem realizar a descarga do choque desfibrilatório nas três direções; - um chaveamento da descarga multidirecional entre 60-90 ms que permite a estimulação elétrica direta do coração nas três direções dentro do periodo de duração do PA cardiaco em mamiferos grandes; a direção multidirecional pela passagem de corrente através de três pares de eletrodos separados em ângulo de 60°; - duas manoplas (15)construídas a partir de tarugos de nvlon, posteriormente conectadas à uma haste e à peça de policarbonato/abs, com os três eletrodos cada para desfibrilação direta.

2. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que permite que a desfibrilação multidirecional com chaveamento otimizado é aplicada usando-se um único desfibrilador portátil e um único par de manoplas/pás (15).

3. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a aplicação dos choques sucessivos em diferentes direções entre 60 e 90 ms é suficiente para que as células sejam excitadas por apenas 1 dos choques.

4. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a sucessão de choques multidirecionais permite a rápida excitação de células com diferentes orientações, garantindo que o miocárdio não seja estimulado no periodo de vulnerabilidade.

5. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que é capaz de aplicar choques sequenciais monofásicos ou bifásicos, separados em 0o, 60° e 120°, em um período menor que 100 ms, em três diferentes direções, pela passagem de corrente elétrica através de três pares de eletrodos.

6. Dispositivo de desfibrilação cardíaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a alimentação do referido dispositivo é feita por uma fonte de tensão DC (7) , constituída por uma bateria recarregável (5).

7. Dispositivo de desfibrilação cardíaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que o circuito da fonte chaveada (7) é responsável por elevar a tensão aos níveis requeridos para carga de três capacitores (20-22) , no qual armazenam a energia para a descarga desfibrilatória.

8. Dispositivo de desfibrilação cardíaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que os referidos pulsos sequenciais são pulsos retangulares de tensão de 5 V.

9. Dispositivo de desfibrilação cardíaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que os pulsos são gerados de modo a acionar o chaveamento defasado a cada par de eletrodos.

10. Dispositivo de desfibrilação cardíaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que, a cada comando de disparo, apenas uma sequência de pulsos é gerada.

11. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 7, caracterizado pelo fato de que o circuito de chaveamento (4) é constituído por três chaves eletrônicas (TRIACs) (23-25) que, quando acionadas pelos pulsos de disparo no gate, realizam a descarga da tensão armazenada nos capacitores (20-22), permitindo, desta maneira, a passagem de corrente elétrica através do coração em cada direção de estimulação.

12. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 11, caracterizado pelo fato de que transformadores de pulso (17-19) são utilizados para garantir o disparo dos triacs (23-25), quando é mantida em uma de suas entradas um trem de pulsos (13) de frequência de 1 kHz proveniente do circuito de controle (2) , e também, para isolar eletricamente o circuito de controle (2) do circuito de potência (4) a ser acionado.

13. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que para desfibrilação direta utiliza-se uma manopla/pá (15) que apresenta, cada uma, 3 (três) eletrodos em forma de discos côncavos.

14. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 13, caracterizado pelo fato de que cada eletrodo, que consiste em um disco côncavo de aço cirúrgico escovado, foi fixado foi fixado em um eixo de sustentação preso a um arco, que contém canaletas internas para passagem dos fios.

15. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 14, caracterizado pelo fato de que com a referida técnica de prototipagem apresenta três orificios de 5 mm de diâmetro para instalação dos eletrodos.

16. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 14, caracterizado pelo fato de que os eletrodos laterais estão posicionados na base de sustentação em 60° com relação ao eletrodo central para estabelecer as direções de aplicação do choque.

17. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 14, caracterizado pelo fato de que, na parte superior do orificio central, é construída uma base circular para encaixe de um cilindro de aluminio, coberto com pintura eletrostática para acoplamento da peça com os eletrodos à manopla de pega (15), protegendo a fiação ligada aos eletrodos, bem como para alongar a peça e facilitar o manuseio dos eletrodos no interior da cavidade torácica.

18. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 17, caracterizado pelo fato de que as manoplas de pega (15) foram projetadas para minimizar a possibilidade de contato do operador com os eletrodos e as partes condutivas, e contém um botão para acionar o carregamento dos capacitores e outro para acionar o disparo da descarga.

19. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 13, caracterizado pelo fato de que, para ligação do contato entre todos os eletrodos e das chaves ao desfibrilador, são utilizados dois cabos elétricos espiralados através de conectores de 5 vias.

20. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que fornece pulsos de tensão com forma de onda monopolar de descarga capacitiva (RC - resistor/capacitor, ou ainda, pode fornecer uma descarga monopolar amortecida, RLC - resistor/indutor/capacitor, e também a forma de onda bipolar exponencial truncada ou retilinea) e é capaz de aplicar choques: a) em uma única direção (monodirecional); ou b) choques sequenciais em três diferentes direções (multidirecional).

21. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 20, caracterizado pelo fato de que a direção monodirecional acontece pela passagem de corrente elétrica entre apenas um par de eletrodos, isto é, um eletrodo em cada pá.

22. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a intensidade dos pulsos desfibrilatórios pode é dependente do nivel de energia selecionado em um botão no painel frontal do instrumento.

23. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que o circuito de isolação é projetado para garantir o isolamento elétrico entre o circuito de baixa tensão (circuito de controle) (2) do circuito de alta potência (circuito de chaveamento) (4), e também garantir o acionamento do chaveamento a cada direção para o disparo da descarga desfibrilatória.

24. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que para recarga do dispositivo é utilizado um carregador eletrônico para bateria selada.

25. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a fonte chaveada (7) incorpora um regulador chaveado ajustável (6) que chaveia a corrente em elevada frequência, de forma a manter uma tensão de saida DC estabilizada.

26. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que o regulador chaveado (6) é ligado a um transformador (17-19), projetado sobre o núcleo Thornton NP-23/17-4900-IP6 para relação de espiras de 1:10, com Ni = 4 espiras, Li = 78,4 μH, N2 = 40 espiras, L2 = 7,84 mH, e frequência de 52 kHz), e sua saida foi conectada a um diodo retificador rápido UF4007 1,0 A, 1000 V (26-28) .

27. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que, na saida do transformador (17-19), a tensão encontra-se elevada em correspondência ao nivel de energia a ser aplicado, sendo ajustada por um potenciômetro multivoltas (8).

28. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 27, caracterizado pelo fato de que, sob esta tensão de saida, existe um divisor de tensão (10) para retirar amostras da tensão de carga dos capacitores.

29. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que para o controle do chaveamento da descarga desfibrilatória, a seleção do modo de disparo mono ou multidirecional e a apresentação via display de LCD (12) dos dados referentes à tensão selecionada e o respectivo nivel de energia, utiliza-se um microcontrolador (11), um circuito integrado que reúne em um único dispositivo todos os circuitos necessários para realizar um completo sistema digital programável.

30. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 29, caracterizado pelo fato de que o sistema digital do microcontrolador apresenta pinos de entrada/saida, Vss e +VDD, e é constituído de um processador, bytes de memória de dados (RAM) e de programa (EEPROM), oscilador interno, e possui canais de conversores analógico/digital (A/D) integrados.

31. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 29, caracterizado pelo fato de que o a programação das funções a serem realizadas pelo microcontrolador foi desenvolvida em linguagem de montagem (assembly), e o programa foi escrito e carregado pelo software gravador MPLAB® IDE para que o microcontrolador realize todos os ciclos de instruções.

32. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 30, caracterizado pelo fato de que o conversor A/D é utilizado para realizar o registro do sinal das amostras de tensão de carga (0-5 V, grandeza analógica), gerando a representação digital destes niveis de tensão e disponibilizando em um display de LCD (12) as variáveis de TENSÃO (em V) e ENERGIA (em J) .

33. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 32, caracterizado pelo fato de que a energia é calculada internamente ao microcontrolador por meio da programação, o qual armazena a cada instante em seus registradores de memória, amostras da tensão de carga dos capacitores.

34. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 29, caracterizado pelo fato de que o microcontrolador é configurado para se comunicar com um display (12).

35. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com as reivindicações 29 a 34, caracterizado pelo fato de que no display (12) é possivel o ajuste do contraste e da iluminação de fundo.

36. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 29, caracterizado pelo fato de que a programação é configurada para que o microcontrolador seja responsável pelo controle da seleção do modo de disparo monodirecional ou multidirecional.

37. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 29, caracterizado pelo fato de que em uma das saidas do microcontrolador é gerado um trem de pulsos (13) na frequência de 1 kHz, que é utilizado para garantir o disparo do chaveamento.

38. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 29, caracterizado pelo fato de que o disparo em apenas uma direção é efetuado quando a chave localizada no painel frontal do dispositivo, está posicionada na posição monodirecional.

39. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 29, caracterizado pelo fato de que com a seleção do modo de desfibrilação multidirecional, no momento do acionamento da descarga do choque, o microcontrolador gera três pulsos de disparo, na sequência das três saidas programadas, correspondendo a um pulso para cada direção (0o, 60° e 120°).

40. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que o chaveamento é realizado por três chaves eletrônicas (23-25), quando acionadas, realizavam a descarga da tensão armazenada nos capacitores (20-22), permitindo, desta maneira, a passagem de corrente elétrica através do coração em uma dada direção de estimulação.

41. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a fonte chaveada (7) , responsável por fornecer a tensão de carga é ligada em paralelo ao terminal positivo de três capacitores (20-22) por meio de um diodo retificador de potência (26-28), diretamente polarizado a cada um deles.

42. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 41, caracterizado pelo fato de que aos terminais negativos dos capacitores (26-28), outro diodo de potência ligado (2628) , diretamente polarizado com o GND da fonte chaveada (7) .

43. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 41, caracterizado pelo fato de que entre o cátodo do diodo (2628) e o terminal positivo de cada capacitor (20-22), é ligado um Triode for Alternating Current (TRIAC TIC226M, 8,0 A, 600 V), ou podem ser utilizados outros elementos de chaveamentos como Field Effect Transistor (FETs), Insulated Gate Bipolar Junction Transistors (IGBTs), Silicon Controlled Rectifiers (SCRs) , para alternar a descarga da tensão do capacitor e construir a forma de onda de desfibrilação.

44. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 43, caracterizado pelo fato de que o TRIAC é um componente semicondutor que conduz corrente elétrica nos dois sentidos e possui os terminais Anodol (pino 1), Anodo2 (pino 2) (3537) e um terminal de disparo (gate, pino 3), e permanece em estado de não condução até receber um pulso de tensão de disparo no gate, proveniente do circuito de controle (2).

45. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 44, caracterizado pelo fato de que uma vez carregados os capacitores (20-22) a descarga ocorre com a passagem da corrente pelos TRIACs (23-25) somente quando o pulso de disparo é recebido no gate (32-34), e a tensão armazenada nos capacitores (20-22) é descarregada apenas durante o periodo do pulso de disparo, interrompendo o chaveamento e o fluxo de corrente.

46. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 5, caracterizado pelo fato de que os eletrodos são utilizados como meio de contato entre o desfibrilador e a superfície do coração ou do tórax, para aplicação da descarga desfibrilatória.

47. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que na parte superior de cada manopla (15), foram encaixados os botões do tipo push button responsáveis um para carga dos capacitores e outro de disparo da descarga.

48. Dispositivo de desfibrilação cardiaca multidirecional, de acordo com a reivindicação 47, caracterizado pelo fato de que adicionalmente foram utilizados dois cabos elétricos espiralados e a cada extremidade dos cabos, acrescentou-se um conector cabo de 5 contatos macho para conexão das manoplas-eletrodos aos respectivos conectores de 5 contatos fêmea, localizados no painel do desfibrilador multidirecional.

49. Método de utilização do dispositivo conforme definido pelas reivindicações 1 a 48 caracterizado pelo fato de que o dispositivo de desfibrilação cardiaco multidirecional com chaveamento otimizado aplica choques em mais de uma direção, chaveados com defasagem de milissegundos, de modo que a sequência dure menos que o periodo refratário miocárdico.