FERNANDA HIROMI IWAI OKABE MÓDULO DIDÁTICO PARA OBTENÇÃO DE ELETROCARDIOGRAMA

(1)

FERNANDA HIROMI IWAI OKABE

MÓDULO DIDÁTICO PARA OBTENÇÃO DE

ELETROCARDIOGRAMA

(2)

FERNANDA HIROMI IWAI OKABE

MÓDULO DIDÁTICO PARA OBTENÇÃO DE

ELETROCARDIOGRAMA

Trabalho de Conclusão de Curso apresentado ao Departamento de Engenharia Elétrica da Universidade Estadual de Londrina.

Orientador: Prof. Dr. Ernesto Fernando Ferreyra Ramírez

Co-orientador: Prof. Dr. Walter Germanovix

(3)

FERNANDA HIROMI IWAI OKABE

MÓDULO DIDÁTICO PARA OBTENÇÃO DE ELETROCARDIOGRAMA

Trabalho de Conclusão de Curso apresentado ao Departamento de Engenharia Elétrica da Universidade Estadual de Londrina.

COMISSÃO EXAMINADORA

____________________________________

Prof. Dr. Ernesto Fernando Ferreyra Ramírez Universidade Estadual de Londrina

____________________________________

Prof. Dr. Walter Germanovix Universidade Estadual de Londrina

____________________________________

Profa. Dra. Silvia Galvão de Souza Cervantes Universidade Estadual de Londrina

(4)

Dedicatória

(5)

AGRADECIMENTOS

Agradeço à minha família que sempre me incentivou a concluir meus projetos e me deu forças para que eu continuasse, apesar das dificuldades encontradas.

Agradeço ao Professor Ernesto, que sempre demonstrou muita energia e alegria em ensinar, me estimulando a superar minhas limitações, contribuindo não só para minha formação profissional como pessoal.

Agradeço ao Professor Walter por compartilhar de seu tempo e conhecimento, contribuindo de maneira significativa para a conclusão deste projeto.

Agradeço a todos os professores com os quais tive contato durante a minha graduação e que ao longo dos anos me transmitiram os conhecimentos e ensinamentos necessários para a realização deste trabalho.

Agradeço ao Regis por sua atenção, paciência e companheirismo em todas as etapas deste projeto, me incentivando a buscar novos conhecimentos e me transmitindo tranquilidade.

Agradeço ao Luiz e ao Cristiano que estiveram sempre dispostos a ajudar e a contribuir para a conclusão deste projeto.

(6)

OKABE, Fernanda Hiromi Iwai. Módulo Didático para Obtenção de

Eletrocardiograma. 2011. 79 p. Trabalho de Conclusão de Curso (Graduação em

Engenharia Elétrica) – Universidade Estadual de Londrina, Londrina, 2011.

RESUMO

Os avanços crescentes no campo da Engenharia Biomédica têm demandado profissionais capazes de gerir e contribuir com o desenvolvimento científico desta área. Desta maneira, a disciplina de Engenharia Biomédica busca capacitar futuros profissionais com as experiências e conhecimentos adequados para acompanhar as mudanças atuais. Com o objetivo de auxiliar o aprendizado nas aulas de Engenharia Biomédica do curso de Engenharia Elétrica, foi implementado um módulo didático para aquisição do sinal de ECG (eletrocardiograma). O projeto consiste em um circuito de aquisição, amplificação e filtragem do sinal de ECG. Os sinais obtidos demonstraram a validade de dar continuidade a este projeto com a adição de melhorias que aumentem a qualidade dos sinais adquiridos e o processo de aprendizado.

Palavras-chave: Engenharia Biomédica, eletrocardiografia, ECG, Ensino de

(7)

OKABE, Fernanda Hiromi Iwai. Didactic Module for Electrocardiogram

Obtaining. 2011. 79 p. Trabalho de Conclusão de Curso (Graduação em

Engenharia Elétrica) – Universidade Estadual de Londrina, Londrina, 2011.

ABSTRACT

Increasing advancements in Biomedical Engineering field have required professionals able to manage and contribute to scientific development in this area. Thus, Biomedical Engineering discipline seeks to instruct future professionals with proper experiences and updated knowledge. In order to assist in learning of Biomedical Engineering lessons of Electrical Engineering course, it was implemented a teaching module for ECG (electrocardiogram) signal acquisition. The project consists of a circuit for acquisition, amplification and filtering of ECG signal. The signals obtained demonstrated the validity of continuing this project with the addition of improvements that enhance the quality of acquired signals and learning process.

Key words: Biomedical Engineering, electrocardiography, EKG, Electrical

(8)

LISTA DE FIGURAS

Figura 1: Fotografia do eletrocardiógrafo de Einthoven. ... 17

Figura 2: Coração. ... 18

Figura 3: Sistema de Condução Intracardíaco. ... 19

Figura 4: Sinal elétrico do coração e suas constituintes. ... 21

Figura 5: Sistema de Derivações de Einthoven. ... 24

Figura 6: Sistema de Derivações Precordiais de Wilson. ... 26

Figura 7: Sistema de Derivações de Goldberg. ... 27

Figura 8: Sistema de 12 Derivações. ... 28

Figura 9: Amplificador de Instrumentação. ... 31

Figura 10: Buffer. ... 33

Figura 11: Amplificador Inversor. ... 34

Figura 12: Somador Inversor. ... 34

Figura 13: Curva aproximada e curva próxima do real de um filtro passa-baixas. 36 Figura 14: Filtro passa-baixas. ... 37

Figura 15: Curva aproximada e curva próxima do real de um filtro passa-altas. .. 38

Figura 16: Filtro passa-altas. ... 38

Figura 17: Curva aproximada e curva próxima do real de um filtro passa-faixa. .. 39

Figura 18: Filtro passa-faixa. ... 39

Figura 19: Digrama de Blocos do Sistema Proposto. ... 41

Figura 20: Eletrodo Descartável Solidor. ... 42

Figura 21: INA101. ... 43

Figura 22: Filtro Passa-Faixa Implementado. ... 45

Figura 23: Componentes do Filtro Rejeita-Faixa. ... 46

Figura 24: Circuito Rejeita-Faixa de 60 Hz. ... 47

Figura 25: Simulação do filtro passa-faixa. ... 48

Figura 26: Ganho em dB do filtro passa-faixa. ... 49

Figura 27: Frequências de corte do filtro passa-faixa. ... 50

Figura 28: Simulação do filtro rejeita-faixa. ... 51

Figura 29: Atenuação em dB do filtro rejeita-faixa. ... 52

Figura 30: Frequências de corte do filtro rejeita-faixa. ... 53

Figura 31: Filtro Passa-Baixas. ... 54

Figura 32: Esquemático do circuito de aquisição de ECG. ... 56

Figura 33: Bottom. ... 58

Figura 34: Top Silk. ... 58

Figura 35: Protótipo para aquisição do sinal de ECG. ... 59

Figura 36: Osciloscópio Tektronix TDS 210 e Osciloscópio Agilent série 3000. .. 60

Figura 37: Saída S1. ... 60

Figura 40: Saída S3 (50 ms/divisão). ... 63

Figura 44: Saída S2 (amarelo) e Saída S6 (verde). ... 66

Figura 45: Saída S2 (amarelo) e Saída S6 com e sem capacitor (verde). ... 67

(9)

Figura 47: Simulação para a faixa de rejeição de 59 a 61 Hz para R7=R8=10kΩ.

... 73

Figura 48: Simulação para a faixa de rejeição de 58 a 62 Hz para R7=R8=10kΩ. ... 74

Figura 52: Simulação para a faixa de rejeição de 50 a 70 Hz. ... 75

(10)

LISTA DE TABELAS

Tabela 1: Pontos A1 e A2 do filtro passa-faixa. ... 49

Tabela 2: Pontos B1 e B2 do filtro passa-faixa. ... 49

Tabela 3: Pontos C1 e C2 do filtro passa-faixa. ... 50

Tabela 4: Pontos A1 e A2 do filtro rejeita-faixa. ... 51

Tabela 5: Pontos B1 e B2 do filtro rejeita-faixa. ... 52

(11)

LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS

ANVISA - Agência Nacional de Vigilância Sanitária ECG – Eletrocardiograma

EMG - Eletromiografia

(12)

SUMÁRIO

1. Apresentação ... 12 1.1 Introdução ... 12 1.2 Objetivos ... 13 1.3 Objetivos Específicos ... 14 2. Revisão de Literatura ... 15 2.1 Eletrocardiografia ... 15 2.1.1 Histórico ... 15 2.1.2 Fisiologia Cardíaca ... 18 2.1.3 Sinal de ECG ... 20 2.1.3.1Derivações ... 23

2.1.3.2 Interferências no sinal de ECG ... 29

2.1.4 Características típicas de um eletrocardiógrafo ... 30

2.2 Circuitos de Condicionamento do Sinal ... 30

2.2.1 Amplificador de Instrumentação ... 30

2.2.2 Buffer ... 33

2.2.3 Amplificador Inversor de Tensão ... 33

2.2.4 Amplificador Somador ... 34 2.2.5 Filtros Ativos... 35 2.2.5.1 Filtro Passa-Baixas ... 36 2.2.5.2 Filtro Passa-Altas ... 37 2.2.5.3 Filtro Passa-Faixa ... 39 3. Materiais e Métodos ... 41 3.1 Sistema Proposto ... 41 3.1.1 Eletrodos ... 41 3.1.2 Amplificador de Instrumentação ... 42 3.1.3 Filtro Passa-Faixa ... 44

3.1.4 Rejeita-Faixa de 60 Hz (Filtro Notch) ... 45

3.1.4.1 Filtro Passa-Faixa ... 48

3.1.4.2 Buffer ... 50

3.1.4.3 Circuito somador inversor ... 50

3.1.5 Filtro Passa-Baixas ... 53

4. Resultados e Discussão ... 57

4.1 Montagem ... 57

(13)

4.2.1 Saída S1 ... 60 4.2.2 Saída S2 ... 61 4.2.3 Saída S3 ... 62 4.2.4 Saída S4 ... 63 4.2.5 Saída S5 ... 64 4.2.6 Saída S6 ... 65 5. Conclusão ... 69

6. Sugestões de Trabalhos Futuros ... 70

7. Referências ... 71

(14)

1. Apresentação

1.1 Introdução

A Engenharia Biomédica encontra-se em expansão e é fundamental para o desenvolvimento de tecnologias na área da saúde e melhorias no ambiente hospitalar. Por se tratar de uma área interdisciplinar, a Engenharia Biomédica contribui para a compreensão da grande quantidade de informação gerada pelas pesquisas de diferentes campos e na integração destas, gerando soluções inovadoras que se traduzem em produtos comerciais e técnicas aplicáveis.

O avanço da tecnologia médica levou à necessidade de profissionais para operação, manutenção e gerenciamento de equipamentos cada vez mais complexos e diversos. O progresso científico nesta área pressupõe a realização de programas para capacitar profissionais com formação e experiências adequados. Garante-se, dessa forma, a utilização eficaz dos conhecimentos dentro de um ambiente médico-hospitalar (NOHAMA; BORSATO, 1996).

Um dos objetivos da Engenharia Clínica, que é uma subárea da Engenharia Biomédica, é fazer com que o aluno seja capaz de entender o funcionamento básico de equipamentos médicos. Dessa forma, este projeto propõe o desenvolvimento de um protótipo para aquisição do sinal de eletrocardiograma para fins didáticos, com o objetivo de auxiliar o aprendizado nas aulas da disciplina de Engenharia Biomédica da Universidade Estadual de Londrina.

(15)

a gestão da tecnologia envolvendo eletrocardiógrafos. Através deste estudo, identificou-se que as atividades de planejamento de aquisição, treinamento de usuários, manutenções preventiva e corretiva ainda apresentam falhas. (VENEZIANO; SANTOS, 2011).

O ensino da Engenharia Biomédica procura diminuir estas deficiências e proporcionar ao aluno conhecimentos que serão úteis em sua área de atuação.

Este trabalho está organizado da seguinte forma:

 Capítulo 2: Revisão de literatura sobre a eletrocardiografia, incluindo seu histórico, a fisiologia cardíaca, as derivações, análise do sinal de ECG e as características típicas de um eletrocardiógrafo.

 Capítulo 3: Revisão de literatura sobre os circuitos de condicionamento do sinal de ECG utilizados neste projeto, montados principalmente a partir de amplificadores operacionais.

 Capítulo 4: Neste capítulo são apresentados os materiais e métodos utilizados no desenvolvimento deste projeto.

 Capítulo 5: São apresentados os resultados e a discussão referentes ao módulo de aquisição de ECG.

 Capítulo 6: Neste capítulo são feitas as conclusões do trabalho desenvolvido.

 Capítulo 7: São apresentadas sugestões para trabalhos futuros com objetivo de melhorar e dar continuidade a este projeto.

1.2 Objetivos

(16)

1.3 Objetivos Específicos

 Estudo e implementação do protótipo eletrocardiográfico.

(17)

2. Revisão de Literatura

2.1 Eletrocardiografia

2.1.1 Histórico

O desenvolvimento da eletrocardiografia ao longo dos anos proporcionou grandes avanços na detecção de doenças coronarianas. O surgimento e desenvolvimento da eletrocardiografia são creditados a vários pesquisadores ao longo da história.

Em 1791, Luigi Galvani publicou, em seu trabalho “Commentarius”, a descoberta da existência de fenômenos elétricos em animais. Em seu experimento, um fio metálico era inserido no canal vertebral da metade inferior de uma rã com seus nervos e músculos expostos. Ao aproximá-la de uma máquina eletrostática e tocando com seu escalpelo o nervo de sua coxa observou-se contração nas pernas da rã (SCHWARZ, 2009).

Em 1842, o físico italiano Carlo Matteucci, utilizando as mesmas técnicas empregadas por Galvani sobre um coração pulsátil, observou que uma corrente elétrica acompanhava cada contração cardíaca. Assim, em 1843, o fisiologista alemão Emil DuBois-Reymond confirmou esta descoberta ao descrever o potencial de ação do coração (GIFFONI; TORRES, 2010).

Os fisiologistas Rudolpfh Von Koelliker e Heirinch Muller, ao darem continuidade aos estudos descritos por Matteucci, puderam visualizar a sístole e a diástole cardíacas, e registrar o primeiro potencial de ação cardíaco em 1856 (GIFFONI; TORRES, 2010).

(18)

Em 1878, os fisiologistas britânicos John Burdon Sanderson e Frederick Page descobriram, através do eletrômetro capilar, duas fases do ciclo cardíaco: a despolarização e a repolarização (GIFFONI; TORRES, 2010).

Em 1887, enquanto trabalhava no St. Mary’s Hospital em Londres, o fisiologista Augustus D. Waller, utilizando o eletrômetro capilar em seus experimentos, conectou eletrodos no tórax e pôde fazer as seguintes observações: cada batimento cardíaco era acompanhado por uma oscilação elétrica; a atividade elétrica precedia a contração cardíaca; e com os membros submersos em soluções salinas era possível registrar os potenciais elétricos (GIFFONI; TORRES, 2010). Apesar de não acreditar que seus estudos pudessem ter aplicação clínica, o primeiro eletrocardiograma humano foi registrado por Waller ao fixar o eletrômetro capilar a um projetor. O traçado do sinal elétrico era projetado numa máquina fotográfica movimentada por um trem de brinquedo (SCHWARZ, 2009). Seu trabalho foi apresentado no Primeiro Congresso Internacional de Fisiologistas na Suíça, em 1889, o qual levou Willem Einthoven a fazer pesquisas com o eletrômetro capilar desenvolvido por Lippman (GIFFONI; TORRES, 2010).

Para solucionar problemas na aquisição do eletrocardiograma, Einthoven desenvolveu o galvanômetro de corda que consolidou a eletrocardiografia, tendo sido de grande importância os trabalhos anteriores do físico francês Arsène D’Arsonval e do engenheiro francês Clement Ader que utilizavam o galvanômetro para telégrafos (GIFFONI; TORRES, 2010).

(19)

Figura 1: Fotografia do eletrocardiógrafo de Einthoven.

Fonte: SCHWARZ, 2009.

Localizado no laboratório da Universidade de Leyden, distante do hospital universitário, o trabalho de Einthoven foi apresentada pela primeira vez em 1901, e então, de forma mais aprofundada em 1903. Um colega de Einthoven, Johannes Bosscha, sugeriu que ele transmitisse os impulsos elétricos adquiridos no hospital até o laboratório. Assim, em 1905, utilizando a linha telefônica, Einthoven realizou o primeiro teleeletrocardiograma. Através de um microfone conectado ao tórax do paciente, inaugurou também telefonocardiograma. Era o início da telemedicina. Einthoven introduziu mais tarde, em 1913, a vetocardiografia, no qual utilizava o conceito de vetor cardíaco na distinção entre hipertrofias e mudanças na posição do coração. (GIFFONI; TORRES, 2010).

(20)

2.1.2 Fisiologia Cardíaca

O coração é um órgão muscular localizados entre os pulmões, acima do diafragma e apresenta quatro cavidades como mostrado na Figura 2: os átrios direito e esquerdo, que são as cavidades superiores, e os ventrículos direito e esquerdo, que são as cavidades inferiores. Os átrios e ventrículos são separados por um septo vertical, não permitindo que o sangue venoso entre em contato com o sangue arterial. Do lado esquerdo do coração, a válvula mitral divide a cavidade atrioventricular e do lado direito é a válvula tricúspide que cumpre este papel, estas válvulas possibilitam a passagem do sangue vindo do átrio para o ventrículo.

Figura 2: Coração.

Fonte: SILVA, 2008.

(21)

sendo direcionado pelas veias pulmonares para o átrio esquerdo. De lá, atravessa a válvula mitral, alcançando o ventrículo esquerdo. Através da artéria aorta é bombeado para o restante do corpo (SOUZA, 2007).

O ciclo cardíaco consiste de um período de contração, a sístole, e outro de relaxamento, a diástole. Com a cavidade ventricular cheia, os ventrículos contraem-se fechando as válvulas atrioventriculares e abrindo as válvulas da aorta e do tronco pulmonar. A pressão sanguínea sistólica representa a mais alta pressão durante esta fase. No fim deste período, as válvulas aórticas e pulmonares são fechadas e a pressão ventricular cai abaixo da pressão atrial. Então, as válvulas atrioventriculares são abertas e o sangue flui átrios para os ventrículos, ocorrendo assim, a diástole ventricular (SOUZA, 2007).

Figura 3: Sistema de Condução Intracardíaco.

(22)

elétrica que permite a propagação normal da atividade elétrica no coração, bombeando o sangue de forma eficiente. As correntes geradas pela atividade elétrica podem ser detectadas na superfície do corpo, possibilitando o exame eletrocardiográfico (SILVA, 2008).

Os impulsos gerados no nódulo SA passam através de vias atriais, fazendo com que os átrios se contraiam e seguem para o nódulo atrioventricular (AV), tendo sua propagação ligeiramente retardada, fazendo com que os ventrículos se encham de sangue. Em seguida, esta onda de despolarização segue para o feixe de His, que é dividido nos ramos direito e esquerdo, e através deles para o sistema de Purkinje chegando aos ventrículos (SCHWARZ, 2009).

Quando as células cardíacas não recebem estímulos, ocorre o potencial de repouso, que possui valor de aproximadamente -90 mV no interior da célula. Durante o potencial de ação, os estímulos são transmitidos através de uma rápida variação do potencial de repouso, passando do potencial negativo para o positivo (GONÇALVES; ARAÚJO; DUQUE; 2010). No início do batimento cardíaco, os poros na membrana celular se abrem permitindo a entrada de íons Na+ e mais lentamente a entrada de Ca+. Assim, o potencial negativo torna-se rapidamente positivo, causando a despolarização. Após um tempo, os canais da célula se abrem permitindo a saída do íon K+, fazendo com que o potencial volte a ser -90 mV, causando a repolarização. A passagem forçada de íons Na+ e K+ é conhecida como bomba de potássio (SCHWARZ, 2009).

2.1.3 Sinal de ECG

(23)

A frequência normal de uma pessoa em repouso é de 60 a 100 batimentos por minuto. O espectro de frequência varia de 0,01 a 200 Hz e a faixa de amplitude de 0,2 a 4 mV (FONSECA, 2003).

Grande parte dos eletrocardiógrafos adquire o sinal de forma não-invasiva, através de eletrodos que não causam dor, risco de choques elétricos ou infecções (SCHWARZ, 2009).

Figura 4: Sinal elétrico do coração e suas constituintes.

Fonte: SOUZA, 2007.

Durante a onda P, que é gerada no nódulo SA, ocorre a despolarização dos átrios, ou seja, há uma mudança do potencial de repouso que é negativo para o potencial de ação, positivo. A primeira metade da onda representa a despolarização do átrio direito e a segunda metade a do átrio esquerdo. A repolarização atrial, que se caracteriza pelo retorno ao potencial de repouso, acontece simultaneamente à despolarização ventricular, como esta última possui amplitude maior, a primeira não é registrada (SILVA, 2008). Anomalias presentes nos átrios como a taquicardia paroxística atrial (inversão da polaridade da onda P durante o batimento acelerado), bloqueio sinoatrial ou taquicardia paroxística nodal A-V, podem ser detectadas através da onda P (SCHWARZ, 2009).

(24)

prematuras e para determinar a gravidade de doenças como a febre reumática (SCHWARZ, 2009).

O complexo QRS ocorre durante a despolarização dos ventrículos e sua frequência fundamental na superfície do corpo é de aproximadamente 10 Hz. Grande parte das informações úteis para diagnóstico se encontra abaixo de 100 Hz em adultos e o complexo QRS em crianças possui componentes importantes em até 250 Hz (ROSSOW, 2007). Através da análise do complexo QRS, podem-se identificar problemas como o bloqueio intraventricular incompleto, em que o complexo fica bastante modificado; e a contração ventricular prematura, em que o complexo se prolonga e apresenta tensões acima do normal (SCHWARZ, 2009).

O intervalo QT corresponde à duração total da sístole ventricular e sua medição apresenta aplicações práticas na detecção da síndrome do QT longo e da síndrome do QT curto e pré-diagnosticar arritmias ventriculares graves. O índice de variabilidade do intervalo QT baseado no valor de dispersão temporal do intervalo QT é utilizado para diagnosticar risco de morte súbita. (SCHWARZ, 2009).

A onda T ocorre durante a repolarização dos ventrículos e sua frequência fundamental é de aproximadamente 1 a 2 Hz (ROSSOW, 2007). Associada a mudanças na forma do complexo QRS, a inversão de usa polaridade indica contração prematura dos ventrículos (SCHWARZ, 2009).

A onda U é uma deflexão pequena, seguindo a polaridade da onda T, possui origem exata ainda desconhecida. Acredita-se que resulte da recuperação do sistema His-Purkinje ou da recuperação do miocárdio em áreas sem rede de Purkinje (CHAVES; MOREIRA, 2001).

O segmento ST começa no fim do complexo QRS e termina no início da onda T. Este segmento possui o mesmo potencial do intervalo PR e podem indicar infarto do miocárdio, se elevado, e isquemia coronariana se inclinado ou deprimido (SCHWARZ, 2009).

(25)

0,05 Hz, valor geralmente usado em pesquisa e diagnósticos avançados. A banda de frequências utilizada na eletrocardiografia clínica é de 0,05 Hz a 100 Hz, na de monitorização a faixa é de 0,5 Hz a 50 Hz (SCHWARZ, 2009).

2.1.3.1Derivações

A diferença de potencial elétrico durante a atividade cardíaca pode ser obtida através de eletrodos. A combinação do posicionamento dos eletrodos para aquisição do sinal de ECG é chamada de derivação. Cada derivação fornece uma representação diferente da atividade elétrica do coração e sua escolha é muito importante na identificação de anormalidades no músculo cardíaco, já que há derivações que podem evidenciá-los e outras em que não é possível detectá-los. Os principais modos de posicionamento dos eletrodos para a aquisição do sinal de ECG são o sistema de Einthoven e as montagens unipolares de Goldberg e de Wilson (SCHWARZ, 2009).

2.1.3.1.1 Sistema de Derivações de Einthoven

O sistema de derivação de Einthoven mostrado na Figura 5, foi proposto em 1912 e consiste na padronização do posicionamento de três eletrodos: no braço direito (RA), no braço esquerdo (LA) e na perna esquerda (LL). O triângulo formado pelos eletrodos é chamado de triângulo de Einthoven e cada um dos eixos de projeção do triângulo equilátero forma uma derivação bipolar com o coração localizado no centro.

Para se obter a derivação I, o terminal negativo do eletrocardiógrafo é conectado ao braço direito, e o terminal positivo ao braço esquerdo. Quando o ponto no qual o braço direito se liga ao tórax está eletronegativo em relação ao ponto onde o braço esquerdo se liga, o sinal é registrado positivo, em caso contrário, registra negativamente (SOUZA, 2007).

(26)

Para a derivação III, o terminal negativo do eletrocardiógrafo é conectado ao braço esquerdo e o terminal positivo à perna esquerda. Dessa forma, quando o braço esquerdo é negativo em relação à perna esquerda, o sinal registrado é positivo (SOUZA, 2007).

Figura 5: Sistema de Derivações de Einthoven.

Modificado de: SCHWARZ, 2009.

De acordo com ROSSOW (2007), a tensão medida em cada uma das derivações corresponde à projeção do coração. Os sinais registrados pelas derivações do Triângulo de Einthoven são:

(27)

Essa orientação foi baseada na Segunda Lei de Kirchoff que afirma que num circuito fechado, a soma das diferenças de potencial é igual a zero. Portanto, as tensões das derivações possuem a seguinte relação:

2.1.3.1.2 Terminal Central de Wilson

Frank Norman Wilson estudou como definir potenciais eletrocardiográficos unipolares. Para isso, ligou os mesmos terminais do triângulo de Einthoven a um terminal central através de resistores de 5 kΩ (ROSSOW, 2007). Somando-se as correntes que deixam o terminal central tem-se:

Verifica-se que o potencial no terminal central é a média dos potenciais que o formam:

onde:

(28)

2.1.3.1.3 Sistema Derivações Precordiais de Wilson

Por volta de 1930, Wilson propôs um sistema de derivações unipolares a fim de obter um melhor sinal de ECG como mostrado na Figura 6. Neste sistema há seis derivações precordiais, nomeadas de V1 a V6 que são obtidas ligando-se o eletrodo negativo ao terminal central de Wilson e o eletrodo positivo sucessivamente sobre as seis posições (SOUZA, 2007):

V1: quarto espaço intercostal, à direita do esterno; V2: quarto espaço intercostal, à esquerda do esterno; V3: a meio caminho dos pontos V2 e V3;

V4: quinto espaço intercostal esquerdo, na linha clavicular média; V5: quinto espaço intercostal esquerdo, na linha axilar anterior; V6: quinto espaço intercostal esquerdo, na linha axilar média.

Figura 6: Sistema de Derivações Precordiais de Wilson.

(29)

2.1.3.1.4 Sistema de Derivações de Goldberg

Em 1942, Emanuel Goldberger propôs um sistema de derivações unipolares que substituia as derivações de Wilson pelas derivações aumentadas: aVL, aVR e aVF. Os sinais das derivações eram ampliadas eliminando-se a resistência que liga o terminal central de Wilson ao terminal medido. (ROSSOW, 2007).

Figura 7: Sistema de Derivações de Goldberg.

(30)

Onde:

Estas derivações pode ter amplitudes até 50% maiores que as precordiais (SCHWARZ, 2009).

2.1.3.1.5 Sistema de 12 derivações

O sistema mais usado clinicamente é o de 12 derivações formado pelas derivações I, II, III (Derivações de Einthoven), aVR, aVL, aVF (Derivações de Goldberger), V1, V2, V3, V4, V5 e V6 (Derivações Precordiais) com mostrado na Figura 8. Este conjunto permite a obtenção de uma representação tridimensional da atividade elétrica cardíaca (CHAVES; MOREIRA, 2001).

Figura 8: Sistema de 12 Derivações.

(31)

2.1.3.2 Interferências no sinal de ECG

Diversos fatores podem influenciar o sinal de ECG, desde interferências externas até o próprio corpo do paciente (CEB, 2002). Algumas das principais fontes de interferência são:

 Rede Elétrica: A frequência de 60 Hz da rede elétrica e ondas harmônicas superiores causam indução eletromagnética.

 Interferência Eletromagnética: Dispositivos elétricos e eletrônicos próximos causam interferência e os fios ligados aos eletrodos do ECG atuam como antenas na captação deste sinal.

 Mau contato dos eletrodos e artefatos de movimento: A variação do contato dos eletrodos com a pele altera a linha de base do sinal de ECG ou insere ruídos. A amplitude do ruído ou artefato, assim como sua duração é variável.

 Potenciais de pele: A conexão da pele ligada ao eletrodo através de gel pode acumular potenciais superiores a 25 mV. Os potenciais de pele podem ser reduzidos pela raspagem da pele, eliminando sua camada morta superficial ou punção que ultrapassa a barreira de outras camadas da pele, aumentando o contato elétrico.

 Contração muscular: Os potenciais de ação da musculatura esquelética possuem a mesma faixa de amplitude do ECG. Sinais típicos de eletromiografia (EMG) podem ser gerados e misturados ao sinal de ECG. Muitas vezes, recomenda-se que o paciente esteja deitado, em repouso e relaxado, pois quaisquer movimentos musculares podem alterar o registro.

(32)

2.1.4 Características típicas de um eletrocardiógrafo

O eletrocardiógrafo amplifica, elimina ruídos e exibe o sinal elétrico do coração sem alterar a sua forma de onda. Por conta da baixa amplitude e frequência do sinal, o eletrocardiógrafo deve: operar numa faixa de frequências específica para evitar interferência, possuir alta impedância de entrada, geralmente maior que 10 MΩ e amplificadores diferenciais com alta razão de rejeição de modo comum (CMRR – Commom Mode Rejection Ratio) (SILVA, 2008).

2.2 Circuitos de Condicionamento do Sinal

Devido à grande quantidade de ruído inserida durante a aquisição do sinal de ECG, circuitos que de condicionamento do sinal são necessários para amplificação e filtragem do sinal adquirido sem alterar sua forma de onda original. 2.2.1 Amplificador de Instrumentação

Um amplificador de instrumentação caracteriza-se pela alta impedância de entrada, alta razão de rejeição de modo comum (CMRR –

Commom Mode Rejection Ratio) e possui ganho limitado para prevenir

saturações pelos níveis de corrente contínua na entrada.

Para que o amplificador de instrumentação realize uma perfeita conversão de entrada diferencial para a saída, é preciso que apenas os sinais de modo diferencial sejam amplificados, rejeitando a componente de modo comum aos sinais de entrada. A CMRR, normalmente expressa em decibéis (dB) é a razão entre o ganho do amplificador para sinais diferenciais e o ganho para sinais de modo comum dado por:

(33)

A maior parte da estática, da interferência e de outros tipos de sinais indesejados captados está em modo comum, e um amplificador com alta CMRR discrimina estes sinais, evitando que sejam amplificados.

Outra condição, é que as entradas do amplificador de instrumentação apresentem impedâncias altas e casadas. Para isso, pode-se utilizar a configuração padrão para amplificadores de instrumentação mostrada na Figura 9, que apresenta baixo nível de geração de ruído e baixa deriva térmica.

Figura 9: Amplificador de Instrumentação.

Modificado de: FERREYRA, 2011.

(34)

Logo:

O ganho do estágio de entrada é dado por:

Por definição do amplificador operacional, temos Assim: e Como : Se

Então, o ganho do amplificador diferencial é dado por:

Dessa forma, o ganho total do amplificador de instrumentação é dado por:

(35)

2.2.2 Buffer

O buffer mostrado na Figura 10 é um amplificador usado para isolar o sinal de entrada de uma carga. Apresenta ganho unitário, sem inversão de fase ou polarização, agindo como um circuito ideal de impedância de entrada muito alta e baixa impedância de saída.

Figura 10: Buffer.

Fonte: LIRA, 2011.

2.2.3 Amplificador Inversor de Tensão

O amplificador inversor mostrado na Figura 11 é uma das configurações mais utilizadas e sua tensão de saída é dada por:

(36)

Figura 11: Amplificador Inversor.

Modificado de: KLEINKE, 2001.

2.2.4 Amplificador Somador

A configuração básica do amplificador somador inversor é mostrada na Figura 12.

Figura 12: Somador Inversor.

(37)

Se os resistores R1 e R2 forem iguais, temos:

2.2.5 Filtros Ativos

A principal característica de um filtro é sua sensibilidade à frequência do sinal, ou seja, sua seletividade. A curva de resposta em frequência é uma representação gráfica da amplitude do sinal na saída de um filtro, em função da frequência do sinal aplicado em sua entrada.

Segundo Sedra e Smith (2004), o projeto de filtros é uma das poucas áreas da engenharia que possui uma teoria completa para seu desenvolvimento, começando com a especificação e terminando com a execução do circuito.

Os filtros passivos possuem a tecnologia mais antiga para execução de filtros, porém não funcionam bem em baixas frequências até 100 kHz em corrente contínua. Em frequências mais baixas os indutores, utilizados em filtros passivos, se tornam muito volumosos e suas características não são ideais.

(38)

2.2.5.1 Filtro Passa-Baixas

O filtro passa-baixas deixa passar apenas os sinais que se encontram abaixo da frequência de corte do filtro, após esta frequência há uma atenuação do sinal como representado na Figura 13.

A frequência de corte de um filtro é geralmente definida como a frequência à qual a potência do sinal de saída é metade da potência do sinal de entrada. Dado que a potência é proporcional ao quadrado da tensão, nesta frequência, a tensão de saída tem aproximadamente 70,7% do valor da tensão de entrada.

Figura 13: Curva aproximada e curva próxima do real de um filtro passa-baixas.

(39)

Figura 14: Filtro passa-baixas.

Sua frequência de corte é dada por:

sendo definida como a frequência correspondente a uma atenuação de 3 dB. A função de transferência deste filtro é dada por:

2.2.5.2 Filtro Passa-Altas

Os filtros passa-altas comportam-se de maneira oposta à dos filtros passa-baixas, permitindo a passagem dos sinais de frequência superior à de corte, atenuando os de menor frequência.

(40)

Figura 15: Curva aproximada e curva próxima do real de um filtro passa-altas.

Na Figura 16 pode-se observar a configuração de um filtro passa-altas ativo.

Figura 16: Filtro passa-altas.

A frequência de corte deste filtro passa-altas ativo de primeira ordem é dado por:

A função de transferência deste filtro é dada por:

(41)

2.2.5.3 Filtro Passa-Faixa

Os filtros passa-faixa exibem duas frequências de corte, uma superior e outro inferior. Estes filtros permitem a passagem de uma banda entre estas duas frequências e atenuam as frequências fora dessa banda. A Figura 17 representa a curva aproximada e a curva próxima do real de um filtro passa-faixa.

Figura 17: Curva aproximada e curva próxima do real de um filtro passa-faixa.

Um exemplo de filtro passa-faixa utilizando amplificador operacional é mostrado na Figura 18.

Figura 18: Filtro passa-faixa.

(42)

Este filtro combina os filtros passa-altas e passa-baixas para a obtenção da banda passante. Esta configuração não possui alta eficiência, sua queda nas frequências de corte é pouco abrupta, mas ilustra de forma muito clara o raciocínio a ser desenvolvido para a obtenção de soluções para filtros mais complexos.

As frequências associadas aos conjuntos de resistências e capacitores são dadas por:

Sendo temos:

A função de transferência deste filtro é dada por:

(43)

3. Materiais e Métodos

3.1 Sistema Proposto

Após a revisão de literatura e a absorção dos conceitos necessários, foi possível trabalhar no desenvolvimento do módulo didático para aquisição do sinal de ECG. O circuito inicialmente montado em protoboard foi testado e adaptado diversas vezes até que se chegasse à configuração final. O sistema proposto consiste em um circuito para aquisição do sinal elétrico do coração de acordo com diagrama de blocos da Figura 19.

Figura 19: Digrama de Blocos do Sistema Proposto.

3.1.1 Eletrodos

Os eletrodos possuem grande importância na aquisição do sinal eletrocardiográfico, realizando a interface entre o corpo humano e o eletrocardiógrafo. Dessa forma, devem ser bem fixados à pele, evitando interferências. Neste projeto, utilizamos os eletrodos descartáveis para ECG modelo MSGST-06 da marca Solidor mostrados na Figura 20. Estes eletrodos são fabricados com tecnologia LEAD-LOK em espuma com gel sólido, que aumenta o contato elétrico com a pele.

Eletrodos Amplificador de

Instrumentação Filtro Passa-Faixa

Filtro Rejeita-Faixa

(44)

Figura 20: Eletrodo Descartável Solidor.

Para aquisição do sinal, são utilizados 3 eletrodos dispostos: na perna direita; no braço direito; e no braço esquerdo. O sinal do braço direito é ligado à entrada negativa de um amplificador de instrumentação (INA101, cujo funcionamento será melhor descrito posteriormente) e o braço esquerdo à entrada positiva. A perna direita é ligada ao mesmo referencial de terra do circuito para evitar interferências de corrente. Dessa forma, obtemos a derivação I do sistema idealizado por Einthoven.

3.1.2 Amplificador de Instrumentação

O amplificador de instrumentação é responsável por fornecer o primeiro ganho ao sinal de ECG proveniente dos eletrodos que tem em torno de 1 mV de amplitude. Para esta montagem, foi utilizado o amplificador de instrumentação INA101HP da Burr-Brown que possui características ideais para amplificar sinais de baixa amplitude, alta acurácia, alta impedância de entrada e alta rejeição de modo comum. O layout básico do INA 101 utilizado é mostrado na Figura 21.

(45)

Figura 21: INA101.

Fonte: Burr Brown Corporation, 1998.

O ganho G dado pelo INA101, de acordo com a folha de dados (BURR BROWN CORPORATION, 1998), é obtido através da variação do resistor externo RG:

Neste circuito, foram utilizados dois resistores de 5,6kΩ em paralelo, em série com um potenciômetro de 10kΩ. O RG pode ser variado de 2,8 kΩ até 12,8 kΩ. Dessa forma, o ganho varia de acordo com a resistência aplicada. O ganho máximo é dado por:

e o ganho mínimo por:

(46)

3.1.3 Filtro Passa-Faixa

Na construção do filtro passa-faixa, utilizou-se o amplificador operacional LM741, considerado um dos circuitos integrados mais populares em eletrônica devido ao seu baixo custo e fácil manuseio. O LM741 possui um ganho de cerca de 100 mil e possui alta impedância de entrada, com impedância típica de 2MΩ.

O filtro passa-faixa utilizado é formado pela combinação de um filtro passa-altas e um filtro passa-baixa como mostrado na Figura 22.

O filtro passa-altas é formado pelos capacitores C1 de 220nF e C2 de 680nF, com capacitância equivalente de 900nF, e do resistor R3 de 3,3MΩ. A frequência de corte inferior deste filtro passa-faixa, utilizando a Equação 7, é dada por:

O filtro passa-baixas é formado pelos resistores R6 de 150kΩ e do capacitor C3 de 10 nF. A frequência de corte superior deste filtro passa-faixa, utilizando a Equação 8, é dada por:

(47)

Figura 22: Filtro Passa-Faixa Implementado.

Após a implementação deste estágio, verificou-se uma grande quantidade de ruído causado pela interferência do sinal de 60 Hz da rede elétrica e interferência eletromagnética de outros equipamentos próximos.

3.1.4 Rejeita-Faixa de 60 Hz (Filtro Notch)

(48)

Figura 23: Componentes do Filtro Rejeita-Faixa.

(49)

Figura 24: Circuito Rejeita-Faixa de 60 Hz.

A largura do filtro rejeita-faixa foi definida após simulações realizadas no aplicativo Capture CIS do software OrCAD versão 10.0.

(50)

3.1.4.1 Filtro Passa-Faixa

A faixa de frequências do filtro passa-faixa foi estabelecida entre 54 e 66 Hz, como visto anteriormente. Utilizando valores comerciais, definiu-se C4= 470nF e utilizando a equação 7 para a frequencia de corte inferior:

Obteve-se Para a utilização de um valor comercial próximo, adotou-se

Utilizando valores comerciais, definiu-se C5=220 nF e utilizando a equação 8 para a frequencia de corte superior:

Obteve-se Para a utilização de um valor comercial próximo, adotou-se

A simulação do filtro passa-faixa no software OrCAD para os valores encontrados é mostrada na Figura 25.

Figura 25: Simulação do filtro passa-faixa.

(51)

Tabela 1: Pontos A1 e A2 do filtro passa-faixa.

Ponto Frequência Tensão

A1 60,13 Hz 3,87 V

A2 1,00 Hz 129,89 mV

A Figura 26 apresenta os valores de ganho em dB para os valores estabelecidos com os seus pontos indicados na Tabela 2.

Figura 26: Ganho em dB do filtro passa-faixa.

Tabela 2: Pontos B1 e B2 do filtro passa-faixa.

Ponto Frequência Ganho B1 60,10 Hz 11,77 dB B2 1,00 Hz -17,72 dB

(52)

Figura 27: Frequências de corte do filtro passa-faixa.

Tabela 3: Pontos C1 e C2 do filtro passa-faixa.

Ponto Frequência Ganho

C1 24,80 Hz 8,77 dB

C2 144,80 Hz 8,77 dB

3.1.4.2 Buffer

Ao passar pelo filtro passa-baixa ativo, o sinal de saída sofre um atraso em relação ao sinal de entrada devido ao tempo de resposta do amplificador operacional LM324. Por essa razão, utilizou-se um buffer, utilizando um amplificador operacional do mesmo circuito integrado LM324, que sofreria o mesmo atraso em razão do tempo de resposta em sua saída.

3.1.4.3 Circuito somador inversor

(53)

Realizando a simulação no software OrCad para os atuais valores de resistência e capacitância estabelecidos, foi alcançado um desempenho superior à simulação anterior como mostrado na Figura 28.

Figura 28: Simulação do filtro rejeita-faixa.

Os pontos mostrados no gráfico encontram se na tabela Tabela 4.

Tabela 4: Pontos A1 e A2 do filtro rejeita-faixa.

Ponto Frequência Tensão A1 60,13 Hz 119,92 mV

A2 1,00 Hz 3,99 V

(54)

Figura 29: Atenuação em dB do filtro rejeita-faixa.

Tabela 5: Pontos B1 e B2 do filtro rejeita-faixa.

Ponto Frequência Ganho B1 60,24 Hz -18,15 dB

B2 1,00 Hz 12,03 dB

A atenuação deste filtro é de 30,18 dB

(55)

Figura 30: Frequências de corte do filtro rejeita-faixa.

Tabela 6: Pontos C1 e C2 do filtro rejeita-faixa.

Ponto Frequência Ganho

C1 24,80 Hz 9,03 dB

C2 144,80 Hz 9,03 dB

3.1.5 Filtro Passa-Baixas

(56)

Figura 31: Filtro Passa-Baixas.

Nesta configuração, deve-se tomar cuidado para que o potenciômetro de 100 kΩ não tenha sua resistência nula, estabelecendo um curto. Considerando a resistência mínima do potenciômetro como 5 kΩ, a resistência equivalente do potenciômetro e do resistor de 10 kΩ é de 3,33 kΩ. Utilizando a Equação 4, a frequência de corte nesta configuração é dada por:

Considerando a resistência do potenciômetro igual a 100 kΩ, a resistência equivalente do potenciômetro e do resistor de 10 kΩ é de 9,09 kΩ. Utilizando a Equação 4, a frequência de corte nesta configuração é dada por:

(57)

Esta configuração estabelece um ganho unitário, sem amplificar o sinal.

Retirando a capacitância de 33 nF e utilizando a resistência equivalente de 9,09 kΩ, através da Equação 2 temos um ganho de:

Nesta configuração, o circuito inversor aumenta a amplitude de seu sinal original.

(58)

(59)

4. Resultados e Discussão

4.1 Montagem

(60)

Figura 33: Bottom.

(61)

Após a confecção da placa, os componentes foram soldados resultando na placa da Figura 35.

Figura 35: Protótipo para aquisição do sinal de ECG.

As entradas do protótipo +Vcc e –Vcc corresponde a tensão de -12 e -12 V aplicadas ao circuito e o GND ao referencial terra do circuito. A perna direita deve ter seu eletrodo conectado ao mesmo referencial. As entradas RA e LA correspondem, respectivamente, aos sinais provenientes dos eletrodos ligados ao braço direito e ao braço esquerdo.

Para monitorar o funcionamento do circuito, foram alocados pontos para medição na saída de cada estágio do circuito como mostrado na Figura 32. Os pontos de medição foram estabelecidos da seguinte forma:

S1: Saída do circuito integrado do amplificador de instrumentação INA101; S2: Saída do circuito integrado LM741 do filtro passa-faixa;

(62)

S5: Saída do circuito somador inversor no circuito integrado LM324; S6: Saída do filtro passa-faixas no circuito integrado LM324.

Os resultados do sinal de cada uma das saídas foram obtidos através do osciloscópio Tektronix TDS 210 e do osciloscópio da série 3000 da Agilent mostrados na Figura 36.

Figura 36: Osciloscópio Tektronix TDS 210 e Osciloscópio Agilent série 3000.

4.2 Sinais

4.2.1 Saída S1

(63)

A saída S1 mostrada na Figura 37 foi adquirida com o osciloscópio Tektronix TDS 210, apresenta grande quantidade de ruído e não é possível identificar o sinal elétrico do coração.

4.2.2 Saída S2

Figura 38: Saída S2.

Com a filtragem do filtro passa-faixa, já é possível identificar o sinal de eletrocardiograma na saída S2 mostrado na Figura 38, ainda com bastante interferência. Já é possível observar que este sinal tem frequência de aproximadamente 1,54 Hz e a pessoa medida estava com aproximadamente 92 batimentos por segundo.

(64)

4.2.3 Saída S3

(65)

Figura 40: Saída S3 (50 ms/divisão).

4.2.4 Saída S4

(66)

A saída do buffer para o módulo rejeita-faixa, mostrada na Figura 41, apresenta as mesmas características do sinal de saída S2.

4.2.5 Saída S5

(67)

4.2.6 Saída S6

A Figura 43 mostra o sinal da saída S6 obtido com o osciloscópio da Tektronix. Após passar por todas as etapas de filtragem, grande parte do ruído foi eliminada e é possível identificar o sinal com mais clareza. Este sinal apresenta frequência em torno de 1,18 Hz e no momento da medição, a pessoa apresentava aproximadamente 70 batimentos por minuto.

(68)

Figura 44: Saída S2 (amarelo) e Saída S6 (verde).

(69)

Figura 45: Saída S2 (amarelo) e Saída S6 com e sem capacitor (verde).

Na Figura 46 pode-se perceber a presença da interferência do sinal em 60 Hz no sinal S2 (em amarelo). O período deste ruído é de aproximadamente 16,5 ms, que equivale à frequência de 60,6 Hz.

(70)

(71)

5. Conclusão

Com o intuito de montar um protótipo para aquisição de ECG que pudesse ser utilizado nas aulas da disciplina de Engenharia Biomédica do curso de Engenharia Elétrica da Universidade Estadual de Londrina, foi realizada revisão de literatura acerca dos principais conceitos relacionados à eletrocardiografia e à filtragem de sinais.

A montagem do protótipo eletrocardiográfico inclui conceitos em Eletrônica e Engenharia Biomédica, utilizando técnicas empregadas em diversos projetos da área e as adaptações necessárias ao seu desenvolvimento.

Através da implementação deste protótipo, conclui-se que a placa apresenta fácil utilização, e usa materiais de fácil reposição. Os pontos de medição nas saídas de cada estágio facilitam a aquisição de sinais e o entendimento do funcionamento de cada um de seus módulos. O sinal proveniente de cada saída demonstra a interferência inserida e a sua seqüente filtragem.

(72)

6. Sugestões de Trabalhos Futuros

Como sugestões de trabalhos futuros, foram levantados os seguintes pontos a serem aprimorados:

 Projeto e implementação de um circuito de proteção do “paciente” com isolador óptico para os eletrodos ligados à pessoa.

 Utilização de cabos blindados ligados aos eletrodos, para evitar que os cabos atuem como antenas captando os ruídos indesejáveis. Dessa forma, é possível diminuir a área entre eles, reduzindo o efeito capacitivo que é proporcional à área entre os cabos.

 No circuito de filtro passa-baixas, a restrição de não deixar que o potenciômetro tenha sua resistência nula não é garantida, o que pode representar grande influência no sinal de saída. Uma solução é a ligação de um resistor em série com o potenciômetro.

 Melhorias no protótipo de forma a aumentar sua durabilidade em relação aos danos causados por seu uso contínuo em laboratório.

 Devido às variações na frequência cardíaca, movimentos e contração da pessoa medida e a regulação do sinal para cada pessoa medida, os resultados apresentaram algumas variações. Um simulador de ECG forneceria o sinal sem grandes alterações e facilitaria a análise dos sinais.

(73)

7. Referências

BURR-BROWN. High Accuracy INSTRUMENTATION AMPLIFIER. 1998. Disponível em: <http://www.datasheetcatalog.org/datasheet/BurrBrown/mXryu yt.pdf>. Acesso em: 05 de maio de 2011.

CEB - Centro de Engenharia Biomédica - UNICAMP. GEMA – Gerenciamento da

Manutenção de Equipamentos Médico-Hospitalares. São Paulo, 2002.

CD-ROM.

CHAVES, Paulo; MOREIRA, Adelino. Eletrocardiografia, jul/dez de 2001. 26 f. Notas de Aula.

FERREYRA RAMÍREZ, Ernesto Fernando. Sistemas de Medição Biomédica, jan/jun de 2011. 25 f. Notas de Aula.

FONSECA, André. Princípios de Aquisição de Sinais Bioelétricos. 2003. 52 f. Trabalho de Conclusão de Curso (Graduação em Engenharia Elétrica) – Universidade Estadual de Londrina, Londrina, 2003.

GIFFONI, Tobias; TORRES, Rosália. Breve história da eletrocardiografia. Revista

Médica de Minas Gerais, Belo Horizonte, v. 20, n. 2, abr/jun. 2010. Disponível

em: <http://www.medicina.ufmg.br/rmmg/index.php/rmmg/article/viewFile/230/ 213>. Acesso em: 24 de maio de 2011.

GONÇALVES, Gisele; ARAUJO, Robson; DUQUE, Luciano. Eletrocardiograma.

Anuário da Produção de Iniciação Científica Discente, Valinhos, v. 13, n. 17,

p. 367-373, jun. 2011.

(74)

LIRA, Jose Gutembergue de Assis. Aplicações com OpAmp. 2011. 15 f. Notas de Aula.

MALVINO, Albert Paul. Eletrônica. 4. ed. São Paulo: Makron Books, 2005, 558 p.

NOHAMA, Percy; BORSATO, Karin. Panorama Atual da Engenharia Biomédica

visando a Implantação de um Curso de Graduação. 1996. Disponível em:

<http://www.daeln.ct.utfpr.edu.br/arquivos/el6dc_artigo_nohama_sobre_eng_biom edica.pdf>. Acesso em: 24 de maio de 2011.

ROSSOW, Alex. Um Sistema para Aquisição de Eletrocardiograma. 2007. 111 f. Trabalho de Conclusão de Curso (Graduação em Engenharia Elétrica) – Universidade Federal do Espírito Santo, Vitória, 2007.

SCHWARZ, Leandro. Eletrocardiograma. Revista Ilha Digital, Florianópolis, v.1, n. 19, 2009. Disponível em: <http://florianopolis.ifsc.edu.br/~ilhadigital/>. Acesso em: 24 de maio de 2011.

SEDRA, Adel; SMITH, Kenneth. Microeletrônica. 4. ed. São Paulo: Makron Books, 2004, 1270 p.

SILVA, Márcio Cândido. Sistema para Avaliação de Conformidade de

Eletrocardiógrafos. 2008. 175 f. Dissertação (Mestrado em Metrologia) –

Pontifícia Universidade Católica do Rio de Janeiro, Rio de Janeiro, 2008.

SOUZA, Camila Borges. Segmentação de sinais de ECG. 2007.47 f. Trabalho de Conclusão de Curso (Graduação em Engenharia Elétrica) – Universidade Federal do Espírito Santo, Vitória, 2007.

(75)

Apêndice A

Foram realizadas diversas simulações com diferentes faixas de rejeição no aplicativo Capture CIS do software OrCAD versão 10.0 para que se pudesse estabelecer uma faixa com atenuação razoável.

Para a faixa de frequencia de 59 a 61 Hz, foram realizados os seguintes cálculos na obtenção das resistência e capacitâncias utilizadas:

Estabelecendo R7=10 kΩ, encontrou-se C4=269,75 nF. Para o limite superior:

Estabelecendo R8=10 kΩ, encontrou-se C5=260,90 nF.

A Figura 47 apresenta a simulação feita com os valores encontrados e com uma entrada senoidal de 4V de amplitude. Através desta simulação, percebe-se a pouca atenuação do sinal, esta faixa de rejeição apresenta atenuação de 6,16 dB, tendo seu ponto A1 localizado em 60,13 Hz e 1,96 V.

Figura 47: Simulação para a faixa de rejeição de 59 a 61 Hz para R7=R8=10kΩ.

(76)

 58 a 62 Hz

Esta faixa de rejeição apresenta atenuação de 6,29 dB, tendo seu ponto A1 localizado em 60,13 Hz e 1,93 V.

 56 a 64 Hz

 54 a 66 Hz

(77)

 52 a 68 Hz

Verifica-se que todas as simulações apresentaram atenuação muito abaixo do esperado.

Em seguida, foram estabelecidos os valores de capacitores C4=470nF e C5=220 nF e novas simulações com as seguintes faixas de rejeição foram realizadas:

 50 a 70 Hz

Figura 52: Simulação para a faixa de rejeição de 50 a 70 Hz.

(78)

 55 a 75 Hz

Esta faixa de rejeição apresenta atenuação de 20,37 dB, tendo seu ponto A1 localizado em 64,67 Hz e 382 mV.

 54 a 66 Hz

(79)

 50 a 65 Hz

Esta faixa de rejeição apresenta atenuação de 22,94 dB, tendo seu ponto A1 localizado em 57,50 Hz e 284mV.

 45 a 75 Hz