artigo de revisão eletrocardiograma

Revista Ilha Digital, ISSN 2177-2649, volume 1, pginas 3 19, 2009.

Artigo disponibilizado on-line

Revista Ilha Digital

Endereo eletrnico: http://ilhadigital.florianopolis.ifsc.edu.br/

ARTIGO DE REVISO: ELETROCARDIOGRAMA

Leandro Schwarz1

Resumo: Os organismos biolgicos produzem, constantemente, sinais eltricos que comandam cada pensamento e ao do ser vivo e at mesmo cada reao celular no corpo. Dentre os sinais bioeltricos de maior facilidade de aquisio, pode-se citar o eletrocardiograma. Este trabalho objetiva relatar brevemente a histria da descoberta da aquisio de sinais eltricos provenientes do ritmo cardaco, a fisiologia do corao humano e a morfologia do sinal eletrocardiogrfico, bem como os mtodos tradicionais de aquisio no tocante ao posicionamento dos eletrodos. No final, apresentado o desenvolvimento de um prottipo para a aquisio do sinal eletrocardiogrfico, sua simulao computacional, os resultados laboratoriais e um estudo do comportamento do sinal considerando-se a diminuio da resoluo do sistema de aquisio. Palavras-chave: Eletrocardiograma. Eletrocardiografia. ECG. Abstract: Biological organisms constantly produce electrical signals that commands every though and action of the live being and even every cellular reaction in the body. Among the bioelectrical signals of greater ease of acquisition is the electrocardiogram. This study aims to describe briefly the history of the discovery of the acquisition of electrical signals from the heart rhythm, the physiology of the human heart and the morphology of the electrocardiographic signal, the traditional methods of acquisition in relation to the positioning of the electrodes. Finally, it is presented the development of a prototype for the acquisition of electrocardiographic signal, the computer simulation, laboratory results and a study of the behavior of the signal doe to the downsampling of the acquisition system. Keywords: Electrocardiogram. Electrocardiography. ECG.

1 Professor do DAELN do IF-SC, do Departamento de Design da UDESC .

1. INTRODUO Na antiguidade, toda a cincia era tratada como

sendo apenas uma cincia, a filosofia. O responsvel pela classificao e diviso da cincia foi Ren Descartes. intil discutir aqui at que ponto esta diviso afortunou ou desfavoreceu o progresso cientfico e o ensino das cincias. O relevante que a subdiviso da cincia proposta por Descartes era meramente formal.

Na sociedade atual, o ensino de cincias tem sido brutamente esquartejado, de modo que se aprende que a biologia trata do estudo da vida; a fsica, do estudo da natureza; a qumica, do estudo das reaes entre os compostos formadores da matria. E, tristemente, perpetua-se entre os acadmicos a idia de que a biologia trata somente do estudo da vida, a fsica somente da natureza e a qumica somente de tomos.

Neste ponto, cabe uma reflexo a respeito da multidisciplinaridade implcita em cada uma destas reas. Talvez possa parecer absurdo, em uma primeira anlise, porm, pode-se dizer que a fsica, a qumica e a biologia, em verdade, tratam de assuntos muito parecidos e fortemente relacionados.

Partindo-se do pressuposto de que toda a matria estudada pela fsica formada por tomos, estudados pela qumica, estes, por sua vez, so formados por eltrons e prtons, cuja relao de atrao, diferena de potencial eltrico, movimento etc. estudado pelas reas de fsica de partculas e eletricidade. Da mesma forma, tem-se organismos vivos, compostos por clulas, compostas por tomos, e estes por prtons e eltrons; ao redor das clulas, existe um mar de substncia lquida com diferentes concentraes de tomos de diferentes cargas eltricas, as quais so foradas para dentro e para fora das clulas por diferenas de

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concentraes e abertura de poros na membrana celular. A movimentao dos ons cria diferenas de potenciais que se propagam por toda a clula e transmitem os sinais para o funcionamento dos rgos, os quais, desta forma, permitem a existncia fsica, qumica e biolgica da vida.

Dentre estes sinais eltricos, distingue-se o sinal eletrocardiogrfico; gerado no corao, e responsvel pela contrao cardaca.

2. FENMENOS BIOELTRICOS A descoberta da existncia de fenmenos

eltricos em animais atribuda a Luigi Galvani, que, em 1791, em seu trabalho Commentarius, (apud PICCOLINO, 1997; FISCH, 2000, p. 1738) pelo seu experimento com um preparado neuro-muscular, que consistia da metade inferior de uma r com os nervos e msculos expostos e um fio metlico inserido no canal vertebral.

Aps o preparo da r, Galvani colocou-a sobre uma mesa, a uma certa distncia de uma mquina eletrosttica. Quando um dos colaboradores de Galvani tocou com a ponta de seu escalpelo o nervo interno da coxa da r, os msculos das pernas da r contraram-se violentamente. Luigi Galvani atribuiu o fenmeno existncia de eletricidade animal. O experimento de Galvani ilustrado na Figura 1.

FIGURA 1 Ilustrao da experincia de Luigi Galvani com o preparado neuro-muscular da

r e a mquina eletrosttica.

Fonte: PICCOLINO, 1997, p.444. Devido aos seus diversos experimentos

realizados em nervos e msculos de animais, Matteucci percebeu que, quando o preparado neuro-muscular estudado por Galvani era posicionado sobre um corao pulstil, o preparado neuro-muscular pulsava em sincronismo com a pulsao cardaca (MATTEUCCI, 1842 apud FISCH, 2000, p. 1738). Seguindo esta linha, Klliker e Muller (apud FISCH, 2000, p. 1738), em 1856, ao replicarem o experimento descrito por Matteucci, notaram que, ocasionalmente, era possvel a

visualizao de dois pulsos sincronizados com a sstole e a distole cardacas.

Em 1872, Gabriel Lippmann (apud WALLER, 2004, p. 1738) desenvolveu um equipamento constitudo de um tubo preenchido de mercrio imerso em cido sulfrico, conhecido como manmetro capilar. A diferena de potencial entre o mercrio e o cido sulfrico provoca variao na superfcie do mercrio, sendo registrada em papel fotogrfico. Este dispositivo era capaz de adquirir os sinais eltricos produzidos pelo corao, diretamente atravs da pele; no entanto, o dispositivo no apresentava resposta adequada s altas frequncias, tornando seu uso limitado.

Augustus D. Waller, em seu trabalho de 1887, republicado em 2004 (WALLER, 2004), ficou conhecido como o primeiro pesquisador a adquirir com sucesso o sinal eletrocardiogrfico na superfcie da pele. Enquanto trabalhava no St. Marys Hospital em Londres, ele construiu um eletrocardigrafo fixando um eletrmetro capilar de Lippmann a um projetor, de forma que o traado do sinal eltrico do corao era projetado numa placa fotogrfica movimentada por um trem de brinquedo.

Embora no se tenha certeza se Willem Einthoven desenvolveu um galvanmetro de corda para adquirir o ECG ou se ele modificou o equipamento construdo por Clment Ader para uso em cabos transatlnticos, certo que a contribuio de Einthoven para a eletrocardiografia inegvel. O instrumento desenvolvido por Einthoven apresentado pela primeira vez em seu trabalho publicado em 1901 e descrito de forma mais detalhada em outro trabalho seu, em 1903. O equipamento era constitudo de baldes com solues salinas, funcionando como eletrodos, e era operado por cinco pessoas. Uma fotografia do equipamento de Einthoven apresentada na Figura 2.

Einthoven tambm se dedicou ao estudo do sinal de eletrocardiografia, publicando dois trabalhos clssicos (EINTHOVEN, 1906, 1908 apud FISCH, 2000, p. 1738), abrangendo tanto o estudo fisiolgico do sinal quanto suas aplicaes para o diagnstico clnico. Einthoven construiu em seu laboratrio um sistema de aquisio de sinais eletrocardiogrficos e o conectou atravs do sistema de telefonia a um hospital, desenvolvendo o primeiro sistema de tele-eletrocardiografia.

3. FISIOLOGIA DO SINAL ELETROCARDIOGRFICO

As partes do corao normalmente batem em sequncia ordenada. A contrao dos trios (sstole atrial) seguida pela contrao dos ventrculos (sstole ventricular), durante a distole, todas as quatro cmaras esto relaxadas.

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FIGURA 2 Fotografia do eletrocardigrafo de Einthoven, indicando o modo como o paciente era posicionado; neste caso, o paciente teve os dois braos e uma perna imersos em baldes com solues

salinas.

Fonte: AQUILINA, 2006, modificado. O sistema de conduo do sinal

eletrocardiogrfico formado pelo ndulo sinoatrial (SA), pelas vias internodais atriais, pelo ndulo atrioventricular (AV), pelo feixe de His e pelo sistema de Purkinje.

O ndulo SA o marca-passo natural; ele que determina a taxa com que o corao bate. Os impulsos gerados no ndulo SA passam atravs das

vias atriais para o ndulo AV; deste para o feixe de His, e, atravs dos ramos do feixe de His, para o sistema de Purkinje, que o distribui por entre a musculatura ventricular. O caminho do sinal eltrico no corao e as respectivas formas de onda do sinal eltrico em cada ponto esto apresentados na Figura 3 (GANONG, 2003).

FIGURA 3 Sistema de conduo do corao; esquerda, os potencias de ao tpicos para cada parte

do corao, e sua correlao com a atividade eltrica adquirida na pele (ECG).

Fonte: GANONG, 2003, traduo nossa.

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As fibras do miocrdio tm um potencial de transmembrana em repouso de aproximadamente 90 mV. Quando se inicia o batimento cardaco, ocorre um efeito chamado de despolarizao, seguido de um plat e de uma repolarizao. A despolarizao causada pela abertura de poros na membrana celular, que permitem a entrada e a sada de ons. Durante a despolarizao, abrem-se rapidamente canais para a entrada de Na+ e canais mais lentos para a entrada de Ca+ dentro da clula. O potencial eltrico, que era negativo, torna-se rapidamente positivo (mudana de polaridade). Esta situao se mantm por um perodo de tempo, aps o qual abrem-se canais para a sada de K+ de dentro da clula. Estes canais tendem a permitir que a polarizao da membrana retorne aos 90 mV iniciais (repolarizao). O mecanismo de abertura de canais na membrana celular para a passagem forada de ons de Na+ e K+ chamado de bomba de sdio e potssio.

A despolarizao iniciada no ndulo SA espalha-se radialmente atravs dos trios e, em seguida, converge para o ndulo AV. A despolarizao atrial concluda em cerca de 0,1s. Devido conduo no ndulo AV ser lenta, h um atraso de cerca de 0,1s (atraso AV) antes da excitao se espalhar para os ventrculos. A onda de despolarizao se espalha rapidamente nas fibras de Purkinje para alcanar todas as partes dos ventrculos em aproximadamente 0,08s a 0,1s. A onda de despolarizao se espalha para baixo, no pice do corao, e depois retorna ao longo das paredes do ventrculo esquerdo ao sulco AV, para o epicrdio (GANONG, 2003); portanto, os ventrculos se contraem de baixo para cima. A Figura 4 ilustra a direo do sinal excitatrio do corao.

A Tabela 1 indica a velocidade de propagao do sinal eltrico em cada parte do corao.

Devido aos fluidos corporais serem bons condutores de eletricidade, as flutuaes no potencial eltrico que representam a soma algbrica dos potencias de ao nas fibras do miocrdio podem ser adquiridas em qualquer parte do corpo. A maior parte dos equipamentos de eletrocardiografia (ECG) adquirem o sinal de forma

no-invasiva, isto , atravs de eletrodos que no causam dor, risco de choques eltricos ou infeces. Os sinais adquiridos podem ser gravados em tiras de papel, ou arquivados digitalmente para anlise futura.

TABELA 1 Velocidade de conduo do sinal eltrico em cada tecido do corao. Tecido Velocidade de conduo

Ndulo SA 0,05 m/s Vias internodais atriais 1,00 m/s

Ndulo AV 0,05 m/s Feixe de His 1,00 m/s

Sistema de Purkinje 4,00 m/s Msculo ventricular 1,00 m/s

Fonte: GANONG, 2003, traduo nossa.

O ECG pode ser adquirido pela medio da

diferena de potencial de um eletrodo, posicionado em um ponto da pele, at um potencial de referncia (registro unipolar) ou atravs da diferena de potencial eltrica entre dois eletrodos (registro bipolar). Quando o sinal de despolarizao se move em direo a um eletrodo, causa uma variao positiva no sinal deste eletrodo e, quando se move na direo oposta, causa uma variao negativa (GANONG, 2003).

3.1. Sistema de derivaes Existem vrios modos de se posicionarem os

eletrodos para o exame de ECG; a principal montagem bipolar o sistema de Einthoven, e as unipolares so as de Goldberger e a de Wilson.

3.1.1. Sistema de derivaes de Einthoven

Em 1912, Einthoven props uma padronizao na colocao e posicionamento dos eletrodos de eletrocardiografia. O sistema proposto era constitudo de trs eletrodos, posicionados no brao direito (BD), no brao esquerdo (BE) e na perna esquerda (PE), formando um tringulo, que ficou conhecido como tringulo de Einthoven. Cada um dos eixos de projeo deste tringulo forma uma derivao bipolar, nomeada com os numerais romanos I, II e III (MALMIUVO; PLONSEY, 1995), conforme apresentado na Figura 5.

FIGURA 4 Direo do sinal excitatrio do corao.

Fonte: GANONG, 2003, modificado.

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FIGURA 5 Sistema de derivaes idealizado por Einthoven. (1) Representao visual das formas de onda. (2) Representao triangular das derivaes bipolares de Einthoven. (3) Representao vetorial

das derivaes bipolares de Einthoven.

Fonte: DESPOPOULOS; SILBERNAGL, 2003.

3.1.2. Sistema de derivaes de Wilson

Um sistema de derivaes unipolares foi proposto por Frank Wilson, por volta de 1930, com o intuito de representar de forma mais fidedigna a atividade eltrica cardaca. Wilson props seis derivaes pr-cordiais, nomeadas de V1 a V6, referenciadas a um terminal central (MALMIUVO; PLONSEY, 1995). O sistema de derivaes pr-cordiais est representado na Figura 6.

3.1.3. Sistema de derivaes de Goldberger

Outro sistema de derivaes unipolares foi proposto por Emanuel Goldberger em 1942. Este mtodo obtido atravs da desconexo do eletrodo mais prximo da derivao unipolar a ser medida.

A nomenclatura das derivaes se inicia com a letra a, por ser chamada de derivao aumentada, formando as derivaes aVR, aVL e aVF. Os sinais obtidos com as derivaes aumentadas podem apresentar amplitude at 50% maiores que as derivaes unipolares pr-cordiais. (MALMIUVO; PLONSEY, 1995). O sistema de derivaes aumentadas est representado na Figura 7.

A sequncia em que as partes do corao so despolarizadas e da posio do corao em relao aos eletrodos so importantes na interpretao das formas de onda em cada derivao. H uma variao considervel na posio do corao normal, e esta afeta a configurao dos complexos do eletrocardiograma em diversas derivaes.

FIGURA 6 Sistema de derivaes idealizado porWilson. (1) Eletrodos posicionados no peito e o terminal

central conectando os membros. (2) Detalhe do posicionamento dos eletrodos no peito.

Fonte: DESPOPOULOS; SILBERNAGL, 2003, traduo nossa.

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FIGURA 7 Sistema de derivaes idealizado por Goldberger. (1) Exemplo da obteno da derivao aVR pela desconexo do eletrodo do brao direito. (2) Tringulo demonstrando a forma de obteno

das derivaes aumentadas.

Fonte: DESPOPOULOS; SILBERNAGL, 2003, traduo nossa. A presena, a polaridade e a amplitude de cada

onda integrante do sinal podem variar, dependendo do posicionamento dos eletrodos e das anormalidades causadas pelas enfermidades coronarianas.

3.2. Relaes matemticas entre as derivaes Atravs da aquisio dos sinais de quaisquer

duas derivaes bipolares (I e II, por exemplo) possvel calcular as outras quatro derivaes usando-se como base as leis de Kirchhoff (TOMPKINS, 1995). A segunda lei de Kirchhoff estabelece que a soma algbrica das tenses instantneas em uma malha fechada igual a zero. O tringulo de Einthoven, ilustrado nas Figuras 2 e 4, pode ser considerado como uma malha fechada. Desta forma, obtm-se as Equaes 1, 2, 3 e 4.

0 IIIIII [1]

02

IIIaVL [2]

02

IIIIaVF [3]

02

IIIIIaVR [4] Trabalhando-se algebricamente as Equaes 1,

2, 3 e 4, pode-se obter as Equaes 5, 6, 7 e 8.

3.3. Morfologia do sinal eletrocardiogrfico Para a descrio da morfologia do sinal

eletrocardiogrfico, necessrio definir os termos que sero utilizados.

IIIIII [5]

2IIIaVL [6]

2IIIaVF [7]

2IIIaVR [8]

linha isoeltrica: nvel de tenso considerado

para o corao em repouso; onda: variao na tenso captada nos eletrodos

e identificada graficamente como uma variao da amplitude do sinal, seguida do seu retorno amplitude da linha isoeltrica;

complexo: conjunto de ondas seguidas, normalmente utilizado em referncia ao complexo QRS;

segmento: espao entre duas ondas; intervalo: conjunto de segmentos e ondas entre

dois eventos. A forma de onda do sinal eletrocardiogrfico,

adquirido atravs de eletrodos, segundo a derivao II de Einthoven, pode ser visualizado na Figura 8. O incio do ciclo cardaco caracterizado pela gerao do pulso eletrocardiogrfico no ndulo sinoatrial no corao. medida que o pulso se propaga pelos trios, mais clulas atriais so ativadas e uma pequena elevao no potencial eltrico pode ser visualizada na linha isoeltrica, formando a onda P. Quando o pulso atinge o ndulo atrioventricular, o

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sinal eltrico sofre um atraso antes de sua propagao pelos ventrculos, produzindo um segmento isoeltrico chamado de segmento PQ. O sinal eltrico , ento, propagado pelos ventrculos atravs do sistema His-Purkinje (GUYTON; HALL, 2002).

FIGURA 8 Morfologia do sinal de eletrocardiografia e suas principais

constituintes.

Fonte: DESPOPOULOS; SILBERNAGL, 2003, traduonossa.

A contrao das fibras musculares dos

ventrculos gera uma sequncia de ondas conhecida como complexo QRS, no qual a primeira onda apresenta polaridade negativa (onda Q), a segunda onda apresenta polaridade positiva (onda R) e a terceira onda polarizada negativamente (onda S). Em seguida ao complexo QRS, um novo segmento isoeltrico pode ser visualizado, chamado segmento ST. A repolarizao das fibras musculares cardacas gera uma onda de frequncia mais baixa que as outras, chamada de onda T.

Uma pequena onda excedente logo aps a onda T, chamada de onda U, pode ser visualizada no eletrocardiograma de alguns indivduos (BERBARI, 2000).

O sinal eletrocardiogrfico apresenta amplitude de 2 mV e frequncias harmnicas de amplitude significativa at 150 Hz, sendo as componentes de menor frequncia as mais importantes para o diagnstico. Em situaes de braquicardia, a frequncia cardaca pode chegar a 30 bpm, traduzindo-se em frequncia fundamental de 0,5 Hz. No entanto, o sistema de filtragem com esta frequncia poderia distorcer o sinal de ECG nas ondas T e no segmento ST devido s no linearidades de fase do filtro (BAILEY et al., 1990). Um estudo realizado por Berson e Pipberger (apud BLACKBURN et al.; BRUGGEMANN et al.; BURKE; GLEESON; GMIZ et al., 1966, 1988, 2000) estabeleceu a frequncia de corte inferior do

sistema de filtragem em 0,05 Hz. Estes valores limite so, normalmente, utilizados apenas para pesquisa e diagnsticos avanados.

Para a eletrocardiografia clnica, a banda de frequncias utilizada limitada entre 0,05 Hz e 100 Hz, enquanto na eletrocardiografia de monitorizao, as frequncias limite esto na faixa entre 0,5 Hz e 50 Hz. Quando apenas o valor da frequncia cardaca necessrio, utilizado um filtro passa-faixa com frequncia central de 17 Hz (TOMPKINS, 1995).

3.4. Interpretao das derivaes O ECG de um indivduo normal mostrado na

Figura 9. A derivao aVR reflete o sinal da cavidade dos ventrculos; portanto, a despolarizao atrial, a despolarizao ventricular e a repolarizao ventricular movem-se em oposio ao eletrodo, resultando em ondas P e T e no complexo QRS negativos. As derivaes aVL e aVF refletem os ventrculos; portanto, a deflexo predominantemente positiva ou bifsica. As derivaes precordiais V1 e V2 no apresentam a onda Q e o complexo QRS aparece como uma pequena elevao no sinal, pois a despolarizao ventricular move-se da esquerda para a direita no eletrodo. O sinal excitatrio move-se, ento, para baixo do eletrodo, produzindo uma grande onda S.

Nas derivaes precordiais do ventrculo esquerdo (V4, V5 e V6), pode ser perceptvel uma pequena onda Q e uma grande onda R, seguida em V4 e V5 por uma onda S moderada.

3.5. Descritores morfolgicos do sinal eletrocardiogrfico

A morfologia do sinal de eletrocardiografia pode ser utilizada para identificar e diagnosticar diversas condies cardacas. Uma das condies mais perigosas ocorre quando o corao comea a conduzir os impulsos eltricos desordenadamente. Nesta situao, chamada fibrilao ventricular, o corao no capaz de gerenciar a abertura e o fechamento das vlvulas de forma apropriada e o fluxo sanguneo para o corpo cessa. Esta condio caracterizada pela ausncia de padro repetitivo no eletrocardiograma do paciente, identificvel apenas como um rudo de baixas amplitude e frequncia.

Outra condio de gravidade extrema a parada cardaca, quando o corao no mais produz o pulso eltrico e todos as suas fibras musculares no apresentam mais atividade eltrica. Esta condio caracterizada no eletrocardiograma pela ausncia de sinal alm da linha isoeltrica (MARIEB, 2004).

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FIGURA 9 Forma de onda de um ECG normal nas derivaes de Einthoven (I, II e III), de

Goldberger (aVR, aVL e aVF) e nas derivaes precordiais de Wilson (V1, V2, V3, V4, V5 e V6).

Fonte: GANONG, 2003.

3.5.1. Frequncia cardaca

A frequncia cardaca, normalmente medida atravs do intervalo de tempo entre duas ondas R consecutivas, um fator importante na anlise do ritmo cardaco.

A frequncia cardaca considerada normal para um indivduo adulto de 72 bpm, no entanto, em condies adversas, a frequncia pode aumentar ou diminuir, sendo indicativo de situao anmala. Quando a frequncia cardaca se eleva acima de 100 bpm, atinge-se um estado denominado de taquicardia. A taquicardia pode indicar aumento da

temperatura corporal, estimulao por nervos simpticos e toxicidade do corao. A bradicardia a condio contrria taquicardia, caracterizada por valores de frequncia cardaca abaixo de 60 bpm, sendo, normalmente, indicativo de estimulao vagal. Em atletas, a bradicardia uma situao normal para o indivduo em repouso (GUYTON; HALL, 2002).

3.5.2. Onda P

A onda P gerada no ndulo SA, prximo da veia cava, e est relacionada conduo eltrica nos trios. A anormalidade no formato da onda P indica

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anomalias presente nos trios, como a taquicardia paroxstica atrial, caracterizada pela inverso da polaridade da onda P durante o batimento acelerado. A ausncia da onda P pode indicar bloqueio sinoatrial ou taquicardia paroxstica nodal A-V (MARIEB, 2004).

3.5.3. Onda T

A inverso da polaridade da onda T, quando associada a mudanas na forma do complexo QRS, so um indicativo de contrao prematura dos ventrculos (WIDMAIERS et al., 2006).

3.5.4. Onda U

Embora a origem da onda U no tenha sido totalmente estabelecida, atribui-se a sua presena ao potencial de repolarizao tardia de regies do miocrdio ventricular (BERBARI, 2000). A pesquisa com clulas M apontou uma ligao entre a propagao lenta dos potenciais de ao nestas clulas com a presena da onda U. H indcios da relao entre a hipopotassemia e mudanas no eletrocardiograma, com o aparecimento de ondas U e reduo na amplitude de ondas T (RIBEIRO et al., 2004).

3.5.5. Intervalo PQ (ou PR)

O intervalo mdio entre o incio da onda P e o incio do complexo QRS 0,16s com frequncia cardaca de 72 bpm. Este intervalo pode ser utilizado para diagnosticar condies como o bloqueio incompleto cardaco de primeiro grau e para determinar a gravidade de algumas doenas cardacas, como a febre reumtica. Quando, alm do tempo prolongado do intervalo PR, h a ausncia de alguns batimentos, possvel diagnosticar o bloqueio cardaco de segundo grau. Bloqueios de terceiro grau e contraes atriais prematuras tambm podem ser diagnosticados atravs da medio do intervalo PR (GUYTON; HALL, 2002).

3.5.6. Intervalo QT

A medio do intervalo QT apresenta aplicaes prticas na deteco de algumas cardiopatias como a sndrome do QT longo e a

sndrome do QT curto. Seus graus de disperso tambm podem pr-diagnosticar arritmias ventriculares graves e risco de morte sbita. (MAIA et al., 1998) e (BAUTISTA et al., 2004 apud PETRY et al., 2006, p. 3). O valor da disperso temporal do intervalo QT utilizado em um ndice preditivo do risco de morte sbita, denominado ndice da variabilidade do intervalo QT (BERGER et al., 1997).

3.5.7. Intervalo RR

O tempo entre cada excitao do corao difere levemente entre um pulso e outro. O intervalo RR o intervalo de tempo entre duas contraes consecutivas do corao e a quantificao das flutuaes dos ciclos RR normais permite avaliar o perfil autonmico cardaco. Baixas variabilidades indicam a existncia de depresso da atividade vagal (ALEXANDER, 1989).

3.5.8. Intervalo ST

O segmento ST se inicia no ponto de juno J (final do complexo QRS) e prossegue at o incio da onda T, devendo permanecer no mesmo potencial em que se situam o segmento PR e o segmento TP. Segmentos ST elevados e planos podem indicar infarto do miocrdio, enquanto segmentos ST inclinados ou deprimidos podem ser indicativos de isquemia coronariana (GUYTON; HALL, 2002).

3.5.9. Complexo QRS

Durante algumas condies, como o bloqueio intraventricular incompleto, o complexo QRS fica acentuadamente modificado. Durante a contrao prematura dos ventrculos, o complexo QRS se prolonga e apresenta tenses mais altas que as tenses normais (WIDMAIERS et al., 2006).

4. INSTRUMENTAO Para o condicionamento do sinal

eletrocardiogrfico, utiliza-se um seletor de derivaes, dois estgios de filtragem e um estgio de amplificao, conforme ilustrado no diagrama em blocos da Figura 10.

FIGURA 10 Diagrama em blocos do condicionamento do sinal eletrocardiogrfico.

Fonte: SCHWARZ, 2007.

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Normalmente, utilizam-se quatro eletrodos de eletrocardiografia, posicionados segundo a padronizao proposta por Einthoven.

Para monitorizao do paciente, pode-se utilizar um seletor de derivaes para se configurarem as relaes entre os eletrodos referentes ao brao direito, ao brao esquerdo e perna esquerda.

Para monitorizao, o sistema deve ser capaz de adquirir sinais eletrocardiogrficos de frequncias entre 0,5 Hz e 50 Hz, faixa de frequncias indicada para o ECG de monitorizao (SCHWARZ, et al., 2006). Para isso, segundo a teoria de Nyquist, a frequncia de amostragem deveria ser superior ao dobro da frequncia mxima do sinal, resultando em valor superior a 100 Hz. Vislumbrando a possibilidade de expanso futura do sistema para aquisio de ECG clnico, em faixa de frequncias entre 0,05 Hz e 150 Hz, optou-se pela frequncia de amostragem de 400 Hz. O sinal dos eletrodos adquirido por um amplificador de instrumentao de elevada impedncia de entrada e razo de rejeio de modo comum. Com base nestas caractersticas construtivas, o amplificador de instrumentao utilizado foi o AD8221 (Analog Devices).

Na entrada de cada canal do amplificador de instrumentao foi implementado um filtro passa-baixas de primeira ordem do tipo rede RC, com frequncia de corte superior a 450 Hz com o objetivo de melhorar a rejeio das interferncias provenientes da alta frequncia, induzidas pelos cabos de eletrocardiografia. Utilizando um capacitor de 1 nF e um resistor de 330 k, obteve-se um filtro com frequncia de corte de, aproximadamente, 482,3 Hz. O ganho deste estgio no deve ser elevado, sendo utilizado, normalmente, ganhos prximos de seis, pois os potenciais gerados entre os eletrodos e a pele podem ser superiores a 300 mV, o que pode levar o amplificador de

instrumentao saturao em ganhos elevados. Deve-se, tambm, dividir o resistor de ganho em dois resistores, de modo a possibilitar que a tenso de modo comum no amplificador de instrumentao seja conduzida at o amplificador de perna direita. Desta forma, o ganho do amplificador de instrumentao foi de 6,255. O diagrama esquemtico do circuito do amplificador de instrumentao apresentado na Figura 11.

Aps o amplificador de instrumentao, necessria uma etapa de filtragem para as baixas frequncias; para isso, foi projetado um filtro passa-altas com resposta do tipo Butterworth e implementao em configurao Sallen-Key.

A aproximao Butterworth a que apresenta resposta maximamente plana na banda de passagem, significando o melhor compromisso entre atenuao e fase da resposta, no apresentando ripple nas bandas de passagem e rejeio. A resposta plana da aproximao Butterworth fora uma grande transio entre as bandas de passagem e rejeio; no entanto, o valor dos elementos dos filtros Butterworth so mais prticos e menos crticos que em outras aproximaes (JUNG, 2005).

A configurao Sallen-Key se caracteriza por formar uma fonte de tenso controlada por tenso. Desenvolvida em 1955 por R. P. Sallen e E. L. Key, a topologia mais utilizada desde ento. A topologia Sallen-Key utiliza o amplificador operacional na configurao amplificador no-inversor, ao invs da configurao integrador, normalmente utilizada nas outras topologias, minimizando a dependncia do circuito no produto ganho banda do amplificador operacional. Isto significa que, para um dado amplificador operacional, possvel implementar filtros para frequncias mais altas que em qualquer outra topologia, pois o sistema no mais apresenta a limitao do produto ganho-banda do amplificador operacional (JUNG, 2005).

FIGURA 11 Diagrama esquemtico do amplificador de instrumentao do sinal de ECG.


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O projeto deste estgio de filtragem foi realizado com base na metodologia de Noceti-Filho (2003), que se baseia no projeto de um filtro passa-baixas normalizado, que ser desnormalizado ao final. Os requisitos do projeto so fp de 0,5 Hz, com Amax de 3 dB e Amin prxima de 40 dB em fs de 0,05 Hz. O filtro normalizado um passa-baixas; portanto, fp ser considerada 0,05 Hz, e fs ser considerada como sendo 0,5 Hz. Assim, a frequncia de rejeio normalizada (s) pode ser calculada pela Equao 9.

p

ss

[9]

05,025,02

s

10s Atravs da Equao 10, possvel calcular a

ordem do filtro desejado.

sA

A

n log2110110log

max

min

1,0

1,0

[10]

10log2110110log 31,0

401,0

n

001,2n Aproximadon 2

O polinmio Butterworth de segunda ordem (T(s)) est representado na Equao 11

222

0 41442,1 ppp

ssasT

[11]

A configurao Sallen-Key de segunda ordem obedece ao polinmio da Equao 12, cujos termos foram representados nas Equaes 13, 14 e 15. Utilizaram-se os mesmos valores para os capacitores e os resistores da rede de filtragem. Comparando-se cada termo da Equao 11 com as Equaes 12, 13, 14 e 15, possvel determinar os parmetros construtivos do filtro. Os elementos da rede de filtragem podem ser calculados atravs da frequncia de corte. Arbitrou-se o valor do capacitor em 470 nF, e o valor do resistor foi calculado em 680 k, resultando numa frequncia de passagem de 0,498 Hz. O resistor da referncia (Rb) foi fixado em 22 k, e o resistor Ra foi calculado em 12 k, resultando em ganho real de 1,5454.

22

2

pp

p

sQ

sKsT

[12]

2121

2 1CCRRp [13]

CRp 1 [14]

212112121

1 RRCCRKCCRR

Q [15]

O diagrama esquemtico deste estgio de filtragem apresentado na Figura 12.

FIGURA 12 Diagrama esquemtico do filtro passa-altas do sinal de ECG.


ARV0001 13


O sinal proveniente do filtro passa-altas deve passar por um filtro passa-baixas com dupla funo: rejeio das frequncias harmnicas da rede eltrica e filtro anti-aliasing. Este filtro tambm foi projetado como um passa-baixas normalizado, segundo a metodologia de Noceti-Filho (2003), com fp em 50 Hz, Amax de 3 dB, Amin prximo de 15 dB em fs de 120 Hz. A frequncia de rejeio normalizada (s) foi calculada pela Equao 9 em 2,4. Utilizando-se a Equao 10, calculou-se a ordem do filtro desejado em 1,957, aproximando-se para 2.

O polinmio Butterworth de segunda ordem (T(s)) est representado na Equao 11. Novamente, atravs das Equaes 12, 13, 14 e 15, e utilizando-se os mesmos valores para os capacitores e os resistores da rede de filtragem, aps comparao com as Equaes 11, 12, 13, 14 e 15, foi possvel determinar os parmetros construtivos do filtro. Os

elementos da rede de filtragem foram calculados atravs da frequncia de corte. Arbitrou-se o valor do capacitor em 100 nF, e valor do resistor foi calculado em 27 k. Para os valores comerciais de capacitores e resistores escolhidos, o limite da banda de passagem ficou estabelecido em 58,946 Hz. O ganho no precisa ser calculado, pois o mesmo do filtro passa-altas anteriormente calculado. O esquemtico do filtro passa-baixas est ilustrado na Figura 13.

Aps a etapa de filtragem, um ganho adicional (de aproximadamente 120 vezes) foi implementado Para tal, fez-se uso de um amplificador operacional em configurao amplificador no-inversor. Arbitrou-se o resistor de realimentao Ra em 560 k; calculando-se o resistor Rb atravs da Equao 16, obteve-se o valor comercial de 4,7 k e ganho real de 120,15.

FIGURA 13 Diagrama esquemtico do filtro passa-baixas do sinal de ECG.


O amplificador implementado pode ser

visualizado na Figura 14.

FIGURA 14 Diagrama esquemtico do

estgio de ganho fixo adicional.


b

a

RRK 1 [16]

O conversor A/D do microcontrolador opera com tenses positivas, na faixa entre 0 V e 2,5 V. Portanto, foi necessrio realizar um grampeamento no nvel de tenso atravs de um amplificador somador no-inversor e de uma referncia de tenso. A referncia de tenso foi gerada a partir dos resistores R70 e R71 em configurao divisor de tenso, conforme representado na Figura 15. O valor da referncia pode ser obtido atravs da Equao 17.

33

3

1047102710473,3 refV [17]

VVref 096,2

ARV0001 14


FIGURA 15 Referncia de tenso para o

amplificador somador no-inversor.

Fonte: SCHWARZ, 2007. A funo de transferncia do amplificador

somador no-inversor, cujo diagrama esquemtico est representado na Figura 16, pode ser visualizada na Equao 18.

Com o objetivo de minimizar a ocorrncia de saturao dos AmpOps por tenso de modo comum, projetou-se um amplificador de perna direita (Right Drive Leg).

2refent

saida

VVV

[18]

2096,2 entsaida VV

048,12

entsaida VV

FIGURA 16 Diagrama esquemtico do amplificador somador no-inversor.


A mdia da tenso dos canais de

eletrocardiografia invertida e injetada na perna direita do paciente, de forma a reduzir a tenso de modo comum e minimizar o efeito de interferncias induzidas pela rede eltrica.

O circuito projetado est esquematizado na Figura 17.

5. RESULTADOS Os circuitos de filtragem analgicos dos blocos

de condicionamento dos sinais eletrocardiogrficos foram simulados quanto a seu comportamento em frequncia, utilizando-se o software desenvolvido por Schwedersky e Noceti-Filho (2005).

FIGURA 17 Diagrama esquemtico do amplificador de perna direita.


ARV0001 15


5.1. Filtro passa-altas O filtro passa-altas do condicionamento do

sinal de eletrocardiografia projetado possui como requisitos de projetos: frequncia limite da banda de passagem de 0,5 Hz; frequncia limite da banda de rejeio de 0,05 Hz; atenuao mxima na banda de passagem de passagem de 3 dB; atenuao mnima

na banda de rejeio de 40 dB; e ganho de 3,25 dB. O filtro projetado de ordem 2, caracterizando atenuao de 40 dB/dcada. O diagrama de magnitude do filtro projetado e seu gabarito esto apresentados na Figura 18(a), e o diagrama de fase est representado na Figura 18(b).

(a) (b) FIGURA 18 Diagramas de resposta em frequncia do filtro passa-altas do ECG.


5.2. Filtro passa-baixas O filtro passa-baixas do condicionamento do

sinal de eletrocardiografia projetado possui como requisitos de projetos: frequncia limite da banda de passagem de 59 Hz; frequncia limite da banda de rejeio de 120 Hz; atenuao mxima na banda de passagem de passagem de 3 dB; atenuao mnima

na banda de rejeio de 15 dB; e ganho de 3,25 dB. O filtro projetado de ordem 2, caracterizando atenuao de 40 dB/dcada. O diagrama de magnitude do filtro projetado e seu gabarito esto apresentados na Figura 19(a); e o diagrama de fase est representado na Figura 19(b).

(a) (b) FIGURA 19 Diagramas de resposta em frequncia do filtro passa-baixas do ECG.


ARV0001 16


5.3. Aquisio de sinais Os sinais foram adquridos em 12 bits,

resoluo mxima permitida pelo conversor analgico-digital empregado.

A forma de onda adquirida est ilustrada na Figura 20(a). Como teste de resoluo, tambm se efetuou a compactao do sinal para 10 bits (Figura 20(b)), 8 bits (Figura 20(c)), 6 bits (Figura 20(d)), 5 bits (Figura 20(e)) e 4 bits (Figura 20(f)).

(a) (b)

(c) (d)

(e) (f)

FIGURA 20 Forma dos sinais de ECG em diversas resolues.


ARV0001 17


6. CONSIDERAES FINAIS Este trabalho apresentou natureza tecnolgica

multidisciplinar, integrando diversas reas a destacar, tais como Fisiologia (sinais fisiolgicos), Engenharia Biomdica (instrumentao biomdica) e Engenharia Eltrica (eletrnica analgica).

Foram implementados e avaliados os circuitos eletrnicos para o condicionamento e aquisio de sinais de eletrocardiografia de monitorao. Realizou-se, tambm, um estudo sobre a resoluo em nmero de bits da digitalizao dos sinais necessrios para a visualizao dos sinais em tela. Acredita-s que no haja diferena visual significativa nos sinais amostrados em 12 bits, 10 bits e 8 bits, podendo-se reduzir a resoluo para maximizar a possvel transmisso do sinal para outros dispositivos via interfaces de comunicao serial.

O foco principal do ECG de monitorizao atender s necessidades dos programas de reabilitao cardiovascular; entretanto, outras aplicaes possveis podem incluir a monitorao de atletas de alto rendimento, desportistas e usurios comuns.

REFERNCIAS

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1. INTRODUO2. FENMENOS BIOELTRICOS3. FISIOLOGIA DO SINAL ELETROCARDIOGRFICO3.1. Sistema de derivaes3.1.1. Sistema de derivaes de Einthoven3.1.2. Sistema de derivaes de Wilson3.1.3. Sistema de derivaes de Goldberger

3.2. Relaes matemticas entre as derivaes3.3. Morfologia do sinal eletrocardiogrfico3.4. Interpretao das derivaes3.5. Descritores morfolgicos do sinal eletrocardiogrfico3.5.1. Frequncia cardaca3.5.2. Onda P3.5.3. Onda T3.5.4. Onda U3.5.5. Intervalo PQ (ou PR)3.5.6. Intervalo QT3.5.7. Intervalo RR3.5.8. Intervalo ST3.5.9. Complexo QRS

4. INSTRUMENTAO5. RESULTADOS5.1. Filtro passa-altas5.2. Filtro passa-baixas5.3. Aquisio de sinais

6. CONSIDERAES FINAISREFERNCIAS

artigo de revisão eletrocardiograma

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