Desenvolvimento de um Eletrocardiógrafo Holter com tamanho e custo reduzidos

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Desenvolvimento de um Eletrocardi ´

ografo

Holter com Tamanho e Custo Reduzidos

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Desenvolvimento de um Eletrocardi ´

ografo

Holter com Tamanho e Custo Reduzidos

Orientador:

Prof. Dr. Ant ˆonio Augusto Medeiros Fr ¨ohlich

Co-orientador:

Prof. M.Sc. Hugo Marcondes

UNIVERSIDADEFEDERAL DE SANTA CATARINA

CENTRO TECNOLOGICO´

DEPARTAMENTO DE INFORMATICA E´ ESTAT´ISTICA

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cardi ógrafo Holter com Tamanho e Custo Reduzidos”, defendida em 25 de Novembro de 2013 por Mario Baldini, como parte dos requisitos à obtenç ão do grau de Bacharel em Ci ência da Computaç ão, e aprovada pela seguinte banca examinadora:

Prof. Dr. Ant ˆonio Augusto M. Fr ¨ohlich Orientador

Prof. M.Sc. Hugo Marcondes

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O desenvolvimento de sistemas computacionais que apoiam a implantaç ão da Te-lessa úde tem um papel relevante nos dias atuais, pois existe uma oferta crescente das ferramentas de instrumentaç ão m édica, enquanto que uma parcela constante da populaç ão brasileira ainda carece de atendimento b ásico. Tais sistemas podem am-pliar a abrang ência de atuaç ão dos profissionais qualificados.

Este trabalho desenvolveu um Eletrocardi ógrafo Holter, com reduç ão no tamanho do dispositivo e nos custos de fabricaç ão. Ao miniaturizar o dispositivo, melhoramos sua usabilidade e a qualidade de atendimento ao paciente. Reduzindo os custos com aquisiç ão de insumos aumentamos a viabilidade para que seja produzido em territ ório nacional, com preços inferiores aos praticados caso a tecnologia fosse importada.

Foi poss´ıvel fabricar dois prot ótipos que avaliaram os componentes dispon´ıveis no mercado para aquisiç ão de sinais de ECG. O trabalho seguiu a Metodologia de Desen-volvimento de Sistemas da ANVISA, levando em conta aspectos de interoperabilidade e requisitos regulat órios. Assim, al ém de seu papel acad êmico, serve como base para a continuidade do desenvolvimento de um equipamento m édico apto a ser inserido no mercado.

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The development of computer systems that support the implementation of Telehe-alth has a relevant role nowadays since there is a growing availability of medical instru-mentation tools. Meanwhile a constant parcel of the Brazilian population still lacks of basic healthcare. Such systems have the purpose of expanding the acting coverage of qualified professionals.

This work developed a Holter ECG, with the benefit of reduction on the device size and manufacturing costs. By miniaturizing the device, we improved its usability and, from a patient’s perspective, the quality of the treatment as well. Reducing the acquisition cost we increased the possibility of manufacture in national territory, while maintening competitive prices.

It was possible to manufacture two prototypes that evaluated the available com-ponents in the market for acquisition of ECG signals. The work followed the ANVISA Methodology of Systems Development, taking into account the interoperability and re-gulatory aspects. Thus, beyond of its academic nature, this work provides the ground work for the future development of a Patch ECG Holter to be deployed with national technology.

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Lista de Figuras

Lista de Tabelas

Lista de Algoritmos p. 12

Lista de abreviaturas e siglas p. 13

1 Introduc¸ ˜ao p. 15

1.1 Motivaç ão e Relev ância no Cen ário Nacional . . . p. 15 1.2 Eletrocardiograma Holter . . . p. 16 1.3 Objetivos . . . p. 17

2 Projeto da arquitetura p. 19

2.1 An álise de dom´ınio do sinal . . . p. 19 2.1.1 Bomba card´ıaca . . . p. 19 2.1.2 Eletrocardiograma . . . p. 20 2.1.3 Caracter´ısticas el étricas do ECG . . . p. 21 2.2 An álise de sistemas existentes . . . p. 24 2.3 Escopo abordado . . . p. 27

3 Desenvolvimento p. 30

3.1 Dimensionamento da placa de circuito impresso . . . p. 31 3.2 Primeiro prot ´otipo . . . p. 32 3.2.1 Microcontrolador . . . p. 33

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3.2.3 Gerenciamento da alimentaç ão . . . p. 36 3.2.4 Armazenamento de dados . . . p. 39 3.2.5 Aceler ômetro . . . p. 39 3.2.6 Placa de circuito impresso . . . p. 39 3.2.7 Processo de montagem . . . p. 40 3.3 Segundo prot ótipo . . . p. 45 3.3.1 Convers ão anal ógica-digital . . . p. 45 3.3.2 Microcontrolador . . . p. 45 3.3.3 Interface com eletrodos . . . p. 46 3.3.4 Gerenciamento da alimentaç ão . . . p. 47 3.3.5 Armazenamento dos dados . . . p. 47 3.3.6 Aceler ômetro . . . p. 48 3.3.7 Placa de circuito impresso . . . p. 48 3.3.8 Processo de montagem . . . p. 49

4 Software p. 55

4.1 Configuraç ão da aquisiç ão do sinal . . . p. 56 4.2 Filtros digitais . . . p. 59 4.3 Armazenamento dos dados . . . p. 65

5 Resultados p. 68

5.1 Sinal adquirido . . . p. 68 5.2 Validac¸ ˜ao . . . p. 71 5.2.1 Sinais de teste ANSI/AAMI EC13 . . . p. 71 5.2.2 Requisitos legais e regulamentares . . . p. 73 5.2.3 Interoperabilidade de Software . . . p. 73

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5.3.1 An álise t érmica do primeiro prot ótipo . . . p. 76 5.3.2 An álise t érmica do segundo prot ótipo . . . p. 77

6 Considerac¸ ˜oes Finais p. 80

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1.1 Eletrocardi ógrafo Holter. . . p. 17 2.1 Anatomia do coraç ão humano . . . p. 20 2.2 Ciclo card´ıaco . . . p. 22 2.3 Sinal de ECG obtido pela derivaç ão II de Einthoven . . . p. 22 2.4 Derivaç ões bipolares de Einthoven . . . p. 23 2.5 Faixa de frequ ências para aplicaç ões de eletrocardiografia. . . p. 23 2.6 Zio Patch, da americana iRhytm . . . p. 25 2.7 Lifetouch HRV011, da Isansys Lifecare. . . p. 25 2.8 Patch ECG, do Holst-IMEC. . . p. 25 2.9 Zephyr Biomodule . . . p. 25 2.10 Topologia dos m ódulos de hardware. . . p. 28 2.11 Topologia geral do software de aquisiç ão embarcado. . . p. 29 3.1 Exemplo de placa de circuito impresso flex´ıvel. . . p. 32 3.2 M ódulo de convers ão anal ógica-digital do sinal de eletrocardiograma. p. 34 3.3 Microcontrolador ATmega2560 e seu circuito de suporte . . . p. 35 3.4 Eletrodos utilizados utilizados na captaç ão de ECG. . . p. 36 3.5 Circuito de ponte entre o conversor anal ógico-digital e os eletrodos

externos. . . p. 37 3.6 Circuito de alimentaç ão. . . p. 38 3.7 Cart ão de mem ória Micro SDHC. Acima suas dimens ões e abaixo seu

posicionamento no prot ótipo 1. . . p. 42 3.8 Circuito de interface com o cart ão de mem ória. . . p. 42

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3.10 PCB do primeiro prot ótipo (topo e fundo). . . p. 43 3.11 Imperfeiç ões t´ıpicas encontradas na PCB do primeiro prot ótipo. . . p. 43 3.12 Primeiro prot ótipo, com componentes montados. . . p. 44 3.13 Circuito de ADC da segunda vers ão. . . p. 50 3.14 Microcontrolador ADuCM360, da Analog Devices. . . p. 51 3.15 Circuito de conex ão dos eletrodos ao front-end de aquisiç ão. . . p. 51 3.16 Circuito de alimentaç ão do segundo prot ótipo. . . p. 52 3.17 Esquem ático da conex ão com a mem ória n ão vol átil. . . p. 52 3.18 Cart ão de mem ória posicionado na borda do dispositivo e permitindo

sua retirada sem abertura do inv ólucro. . . p. 53 3.19 Circuito do aceler ômetro ADXL362. . . p. 53 3.20 Comparativo de fabricantes estrangeiros de PCB com preço efetivo

equivalente à fabricantes nacionais. . . p. 53 3.21 Segundo prot ótipo com compnentes montados. . . p. 54 4.1 Fluxograma do software embarcado. . . p. 55 4.2 Fluxo de inicializaç ão do ADS1298 . . . p. 58 4.3 Erro causado pela inicializaç ão incorreta do filtro digital. . . p. 63 4.4 Sinal processado com filtro de primeira ordem. . . p. 63 4.5 Traço do ECG adquirido, ap ós aplicaç ão do filtro de segunda ordem. . p. 64 4.6 Topologia do filtro de segunda ordem. . . p. 64 5.1 ECG adquirido sem filtro de 60 Hz. . . p. 70 5.2 Sinal no dom´ınio da frequ ência, evidenciando o ru´ıdo 60 Hz e sua

harm ônica em 180 Hz. . . p. 70 5.3 An álise t érmica . . . p. 77 5.4 An álise t érmica . . . p. 78 5.5 An álise t érmica em modo de repouso . . . p. 79

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2.1 Principais caracter´ısticas dos projetos de refer ência. . . p. 26 3.1 Valores de configuraç ão utilizados no ADS1298, levantados neste

tra-balho. . . p. 41 3.2 Comparativo de consumo energ ´etico de aceler ˆometros com

sensitivi-dade equivalente. . . p. 50 5.1 Situaç ão atual dos padr ões IEEE PHD . . . p. 75

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Lista de abreviaturas e siglas

ECG Eletrocardiograma, p. 14

IoT Internet of Things, p. 14

JSON JavaScript Object Notation, p. 14

XML Extensible Markup Language, p. 14

PGA Programmable Gain Amplifier, p. 14

ADC Analog-to-digital converter, p. 14

SDHC Secure Digital High Capacity, p. 14

SOC System On Chip, p. 14

RLD Right Leg Drive, p. 14

BOM Bill of materials, p. 14

EMI Electromagnetic Interference, p. 14

IMEC Interuniversity Microelectronics Centre, p. 14

LiPo Lithium polymer battery, p. 14

IETF Internet Engineering Task Force, p. 14

RFC Request for Comments, p. 14

DICOM Digital Imaging and Communications in Medicine, p. 14

HL7 Health Level Seven, p. 14

PACS Picture Archiving and Communication System, p. 14

CBOR Concise Binary Object Representation, p. 14

DCNT Doenças Cr ônicas N ão Transmiss´ıveis, p. 14

SPS Samples Per Second, p. 14

CPU Central Processing Unit, p. 14

MCU Microprogram Control Unit, p. 14

CI Circuito Integrado, p. 14

QFN Quad Flat No-lead, p. 14

MDS Metodologia de Desenvolvimento de Sistemas, p. 14

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IMEC Interuniversity Microelectronics Centre, p. 14

BLE Bluetooth Low Energy, p. 14

BOM Bill Of Materials, p. 14

WFDB WaveForm DataBase, p. 14

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1 Introduc¸ ˜ao

A medicina contempor ânea utiliza, direta ou indiretamente, sistemas computacio-nais em quase todas suas ramificaç ões. Desde registros eletr ônicos de informaç ões, passando por exames fisiol ógicos at é ferramentas de apoio ao aprendizado que simu-lam pacientes (NEUMANN; TUNIS, 2010).

Dentre suas sub- áreas, a Telessa úde se destaca como uma das mais favor áveis a se beneficiar de tais sistemas, dado o n úmero elevado de atividades que podem ser automatizadas (POUR, 2006). Esta integraç ão permite n ão somente a reduç ão de custos, mas tamb ém o incremento da qualidade do serviço (NOURIZADEH et al., 2009).

1.1 Motivaç ão e Relev ância no Cen ário Nacional

As Doenças Cr ônicas N ão Transmiss´ıveis (DCNT) se tornaram prioridade no Bra-sil, visto que representaram 72% das mortes em 2007. Destas, as doenças cardio-vasculares geraram o maior custo referente a internaç ões hospitalares no sistema de sa úde de nacional. Anualmente 344 mil pessoas morrem de doenças cardiovascula-res no pa´ıs e, se nada for feito, o Brasil ter á em 2040 o maior n úmero no mundo em mortes por doenças cardiovasculares (SCHMIDT, 2009).

A utilizaç ão de equipamentos de tele-monitoramento cardiovascular est á orien-tada a pacientes portadores de patologias cardiovasculares com possibilidades reais de infarto. Um paciente que sofre evento card´ıaco realiza visitas mensais ao m édico cardiologista para avaliaç ão e acompanhamento do quadro cl´ınico. De acordo com a evoluç ão do quadro o acompanhamento poder á ser espaçado, por ém nunca eli-minado. Nesse sentido, a busca e utilizaç ão de um sistema de monitoraç ão e tele-consulta card´ıaca possui duas motivaç ões que se complementam:

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di-ante de real possibilidade de ocorr ência de eventos card´ıacos, em geral, procura se cercar de recursos que lhe ajudem a sobrepor a fobia por uma ocorr ência de emerg ência.

• Na tele-consulta remota: motivado tanto pelo desejo de m édicos quanto de pa-cientes. Para os m édicos, surge a oportunidade de expandir seu horizonte de atuaç ão a um grupo maior de pacientes. Para o paciente, o m édico poder á estar presente mais vezes, sem a necessidade de se deslocar, evitando os custos e esforços associados com translado em grandes centros ou localidades de dif´ıcil acesso. Al ém disso, o m édico pode, num caso mais urgente, verificar imediata-mente o quadro do paciente, eliminando uma indisponibilidade de hor ário para consultas emergenciais.

1.2 Eletrocardiograma Holter

Dentro do conjunto de ferramentas para o tratamento de doenças cardiovascula-res, est á inserida a eletrocardiografia, que se trata da captaç ão dos sinais el étricos emitidos pela movimentaç ão muscular do coraç ão. A aquisiç ão do sinal de eletro-cardiograma pode ser efetuada por um per´ıodo continuado (ie. 24 horas ou mais), constituindo este um exame complementar chamado de eletrocardiografia din âmica, tamb ém conhecida como sistema holter, ilustrado na Figura 1.1 (HILBEL, 2008).

Ele é utilizado para avaliar a presença de irregularidades e dist úrbios do ritmo card´ıaco (taquiarritmias, bradiarritmias e extrass´ıstoles). Este exame é indicado para pacientes que apresentam palpitaç ões, tonturas, desmaios, dor no peito ou outros sin-tomas espor ádicos. Logo, pela frequ ência irregular de suas ocorr ências, este exame necessita fazer a aquisiç ão continuada dos sinais por um per´ıodo de tempo que varia entre cerca de 24 horas à 7 dias (NHLBI, 2012). Os sinais adquiridos pela plataforma necessitam ser acumulados para uma posterior an álise ou enviados em tempo real para uma plataforma remota.

Um eletrocardi ógrafo holter do tipo patch se trata de uma vers ão suficientemente miniaturizada do equipamento a ponto de ser utilizada como um adesivo aderido ao corpo do paciente (patch) (PLATT, 1993). Os benef´ıcios principais desta variaç ão s ão (WIKLUND, 1995):

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Figura 1.1: Eletrocardi ´ografo Holter.

• Permite o uso confort ´avel por maiores per´ıodos de tempo;

• Reduz o eventual estresse induzido ao paciente pela presenc¸a do equipamento e sua influ ˆencia na qualidade do sinal adquirido.

Como o p úblico alvo deste tipo de dispositivo, em sua grande maioria, j á apresenta algum sintoma ou complicaç ão card´ıaca, quaisquer avanços do ponto de vista de con-forto ou reduç ão do estresse induzido s ão bem vindas, pois influenciam positivamente na qualidade de vida do paciente e a fidedignidade das informaç ões obtidas.

1.3 Objetivos

O objetivo deste trabalho é o desenvolvimento do projeto de hardware e soft-ware de um eletrocardi ógrafo holter do tipo patch, com reduç ão em tamanho e custo (em relaç ão aos existentes no mercado), servindo como refer ência p ública para a fabricaç ão e implantaç ão deste tipo de equipamento em territ ório nacional.

Os t ´opicos abordados foram:

• Levantar dispostivos de eletrocardiografia holter do tipo patch dispon´ıveis, levan-tando especificaç ões t écnicas de refer ência e cruzando com as necessidades do contexto nacional.

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• Avaliar a viabilidade de se utilizar front-ends de anal ´ogico-digitais para biopoten-ciais na captura de sinais de eletrocardiograma.

• Avaliar o uso de filtros digitais como ferramenta para simplificar a eletr ônica anal ógica necess ária na etapa de aquisiç ão do sinal.

• Projeto de hardware do dispositivo e placa de circuito impresso em at é duas camadas, para viabilizar a implementaç ão em materiais flex´ıveis.

• Desenvolver o software embarcado de controle do hardware para realizar a aquisic¸ ˜ao do sinal de eletrocardiograma.

• Aplicar filtros para eliminaç ão de sinais e ru´ıdos n ão pertinentes ao sinal de eletrocardiograma.

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2 Projeto da arquitetura

2.1 An ´alise de dom´ınio do sinal

Antes do in´ıcio do projeto do sistema em si foi necess ário um estudo preliminar do dom´ınio do sinal a ser adquirido. Foram levantados os aspectos do funcionamento do coraç ão humano e como ocorre sua resposta el étrica, que corresponde ao sinal que é captado em si pelo eletrocardiograma. Assim foi poss´ıvel dimensionar as carac-ter´ısticas el étricas do sinal que seria capturado, como: faixa de frequ ência, n´ıveis de tens ão e pontos do corpo para captura.

2.1.1 Bomba card´ıaca

Esta seç ão analisa o coraç ão humano e os aspectos fisiol ógicos que influenciam seu comportamento el étrico. Este estudo, apesar de n ão fazer parte da área de concentraç ão deste trabalho, se fez necess ário para que o sinal de eletrocardiograma fosse apropriadamente compreendido e a partir dai extra´ıdos os par âmetros t écnicos usados no projeto de hardware e software.

O coraç ão é formado por um sistema de bombas e v álvulas. A Figura 2.1 segmenta suas regi ões principais: a direita (que bombeia sangue para os pulm ões) e a esquerda (que bombeia sangue para os órg ãos). Cada uma destas possui uma bomba com duas c âmaras: o átrio e o ventr´ıculo (PINA, 2010).

O átrio serve como regi ão de apoio ao ventr´ıculo, acumulando o fluxo sangu´ıneo para que o ventr´ıculo, por sua vez, forneça a força principal para propelir o sangue. O fluxo destinado para a circulaç ão pulmonar flui pelo ventr´ıculo direito, enquanto aquele para circulaç ão perif érica, pelo ventr´ıculo esquerdo.

O funcionamento normal do coraç ão d á origem ao ciclo card´ıaco mostrado na Figura 2.2, onde existe um sincronismo entre o relaxamento e a contraç ão do m úsculo card´ıaco. O per´ıodo de relaxamento é chamado de di ástole, enquanto o per´ıodo de

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Figura 2.1: Anatomia do corac¸ ˜ao humano

contraç ão é chamado de s´ıstole.

A geraç ão espont ânea de um potencial de aç ão (PA) no nodo sinusal é propa-gada rapidamente pelos átrios, mas é retardada por mais de 0,1s na regi ão do nodo atrioventricular (nodo A-V) quando existe a passagem dos átrios para os ventr´ıculos. Assim os átrios contraem-se antes dos ventr´ıculos, ejetando sangue antes que estes comecem a se contrair. Quando atinge o Feixe de Hiss (coleç ão de c élulas muscu-lares card´ıacas especializadas em conduç ão el étrica), o PA espalha-se por meio das Fibras de Purkinje (c élulas especial de conduç ão do est´ımulo el étrico no coraç ão, do nodo aur´ıculo-ventricular, mas incapazes de transmitir os potenciais de aç ão no sen-tido contr ário) para o endoc árdio, se propagando lentamente pelo m úsculo ventricular em direç ão ao epic árdio. A conduç ão e sincronia do PA s ão moduladas pelos nervos simp áticos e parassimp áticos presentes no coraç ão (SANCHES, 2010).

2.1.2 Eletrocardiograma

Para que o coraç ão seja estimulado e seu movimento muscular executado, on-das el étricas fluem atrav és de seus tecidos constituintes. A distribuiç ão destas car-gas el étricas pode ser modelada como um dipolo el étrico (separaç ão entre as carcar-gas el étricas), onde a soma vetorial das cargas el étricas ser á diferente de zero (WEISS-TEIN, 2007). A colocaç ão de um par de eletrodos sobre o corpo permite a captaç ão da magnitude da projeç ão deste dipolo, na direç ão dada pelos eletrodos. Este registro

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´e denominado de eletrocardiograma. O eletrocardiograma considerado normal, mos-trado na Figura 2.3, ´e formado pela onda P, pelo complexo QRS e pelas ondas T e U (BURGHARDT, 2011).

Os valores normais das tens ões registradas e caracter´ısticas do ECG dependem da maneira na qual os eletrodos foram dispostos na superf´ıcie do corpo. Willem Einthoven prop ôs o primeiro sistema de derivaç ões em 1924 (SANCHES, 2010), que se baseia na utilizaç ão de tr ês eixos de projeç ão no plano frontal do corpo, formando assim um tri ângulo equil átero conhecido como o tri ângulo de Einthoven.

As posiç ões dos eletrodos mostradas na Figura 2.4 s ão definidas pelos pontos RA (abreviatura de Rigth Arm, em portugu ês, braço direito), LA (Left Arm, braço esquerdo) e LL (Left Leg, perna esquerda). (BURGHARDT, 2011)

Na sua proposiç ão Einthoven descreveu um sistema para captaç ão de sinais pa-dronizados, no qual a disposiç ão dos eletrodos obedece locais pr é-determinados e que se tornou amplamente utilizado. O presente trabalho se baseia nesta disposiç ão. Assim os sinais adquiridos podem ser correlacionados com bancos de refer ência e usados para fins de diagn óstico (PHYSIOBANK, 2013).

2.1.3 Caracter´ısticas el ´etricas do ECG

O registro dos sinais de ECG depende da disposiç ão dos eletrodos na superf´ıcie do corpo. Nos registros n ão invasivos as tens ões do complexo QRS s ão da ordem de 1 mV entre a linha de base e o pico da onda R. A onda P possui tens ões entre 0,1 e 0,3 mV; a onda T, tens ões entre 0,2 e 0,3 mV (SANCHES, 2010).

Dependendo da aplicaç ão desejada é necess ária uma largura de banda distinta na aquisiç ão do sinal. Para fins cl´ınicos é usada a faixa de frequ ência entre 0,05 e 100 Hz. J á para a monitoraç ão uma faixa entre 0,5 e 50 Hz é suficiente (BHARADWAJ, 2011). A frequ ência card´ıaca é determinada em uma faixa centrada em 17 Hz. A Figura 2.5 mostra as diferentes amplitudes do sinal de ECG distribu´ıdas no dom´ınio da frequ ência.

No cen ário de monitoraç ão a restriç ão da banda contribui para atenuar os ru´ıdos causados pela movimentaç ão dos eletrodos (baixa frequ ência) e tamb ém os oriundos das contraç ões musculares ou EMI (frequ ências mais elevadas) (WEBSTER, 1984). O sistema proposto foi projetado contemplando toda a faixa de frequ ência das tr ês aplicaç ões (0,05 at é 110 Hz).

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Figura 2.2: Ciclo card´ıaco

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Figura 2.4: Derivac¸ ˜oes bipolares de Einthoven

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2.2 An ´alise de sistemas existentes

Para desenvolver o Zio Patch, mostrado na Figura 2.6, o fabricante americano iRhythm contou com recursos de cinco fundos de investimento e apoio de duas fundaç ões m édicas (IRHYTHM, 2013). O projeto iniciou-se em 2006, entrou em fase de certificaç ão em Setembro de 2013 e at é ent ão obteve um financiamento total de 63 milh ões de d ólares (HEUSSNER, 2013). Em 2010 foi vencedor do pr êmio conceito Medical De-sign Excellence Awards.

A Isansys Lifecare foi constitu´ıda em 2010 no Reino Unido com o objetivo de desenvolver sistemas m édicos simplificados e com conectividade em rede. Possui acreditaç ão EN ISO 13485:2012 e filiais nos Estados Unidos e Índia. Seu produto Lifetouch HRV011 (Figura 2.7) venceu o pr êmio de melhor design de refer ência em radiofrequ ência microondas (ED - Original Design Award 2012). O projeto iniciou-se em 2010 e obteve financiamento governamental do fundo Isle of Man (IOM-UK, 2013). O Instituto Holst Centre é um centro de pesquisa e desenvolvimento independente que atua com tecnologias de transdutores e comunicaç ões sem fio. Possui como dife-rencial um modelo de parceria entre ind ústria e academia em torno de projetos com-partilhados. Foi constitu´ıdo em 2005 na B élgica com apoio do Minist ério Holand ês de Assuntos Econ ômicos. O IMEC (Interuniversity Microelectronics Centre) é uma cen-tro de pesquisa independente atuante em nanotecnologia, com escrit órios na B élgica, China, Estados Unidos, Taiwan e Jap ão. Emprega mais de 1600 pessoas diretas e mais de 500 residentes em parcerias industriais. Em 2007 seu faturamento atingiu 245 milh ões de Euros. Ambos, em parceria, desenvolvem o projeto Patch ECG, mos-trado na Figura 2.8.

A Zephyr Technology, desenvolvedora do Zephyr Biomodule (Figura 2.9), foi cons-titu´ıda em 2003 e é uma das l´ıderes mundiais em monitoramento de par âmetros psi-col ógicos e biomec ânicos de pacientes. Entre seus parceiros estrat égicos est ão a Qualcomm Life, Motorola, Departamento de Defesa Americano, UCLA Medical School, Universidade de Stanford e a NASA. Possui representantes nos Estados Unidos, Reino Unido, Alemanha e Singapura. Recebeu 14 milh ões de d ólares em investimentos at é 2013 (CRUNCHBASE, 2013).

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Figura 2.6: Zio Patch, da americana iRhytm

.

Figura 2.7: Lifetouch HRV011, da Isansys Lifecare.

Figura 2.8: Patch ECG, do Holst-IMEC.

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Zeph yr IMEC-Holst Lif etouc h Zio P atc h Or igem: Estados Unidos B élgica Reino Unido Estados Unidos Comercialmente dispon ´ıv el: N ão N ão Sim N ão Canais captur ados: 1 1 1 1 Aquisic ¸ ão de mo vimento: N ão Sim (aceler ômetro 3D) N ão N ão Loop feedbac k : N ão N ão N ão N ão Reutiliz áv el: Sim Sim * N ão *** N ão (uso único) A utonomia: N ão divulgado 30 dias ** 4 dias 14 dias Resistente à água: N ão N ão Sim Sim Banda de captur a: N ão divulgado N ão divulgado N ão divulgado 0,15 a 34 Hz Imped ância de entr ada: N ão divulgado N ão divulgado N ão divulgado 3+ Mohms Resoluc ¸ ão: N ão divulgado 12 bits N ão divulgado 10 bits Dimens ões: 135 x 70 x 22 mm N ão divulgado 200 x 50 x 10 mm 123 x 53 x 10,7 mm Conectividade sem fio: Sim (BLE) Sim (BLE) Sim (ANT) N ão * Mediante substituic ¸ ão do eletrodo . ** Sem a tr ansmiss ão contin uada. *** Bater ia n ão substitu ´ıv el. Tabela 2.1: Pr incipais car acter ´ısticas dos projetos de ref er ência.

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2.3 Escopo abordado

Ap ós o levantamento das caracter´ısticas do sinal a ser captado e caracter´ısticas de produtos equivalentes (que deveriam tamb ém ser atendidas pelo trabalho, para que este tivesse relev ância no cen ário real), foi poss´ıvel definir o escopo a ser desenvolvido pelo trabalho, em relaç ão às ferramentas j á dispon´ıveis e o que seria desenvolvido pelo trabalho e disponibilizado como refer ência para comunidade acad êmica.

Os blocos preenchidos da Figura 2.10 representam os m ódulos de hardware que foram integralmente desenvolvidos neste trabalho, a partir de componentes passivos e sem a utilizaç ão de circuitos integrados que implementassem suas funcionalidades. Tais circuitos foram projetados a partir das especificaç ões el étricas necess árias, con-tida nas respectivas folhas de dados dos componentes. Os blocos n ão preenchidos representam seç ões do circuito tamb ém implementadas, por ém que contaram com circuitos integrados.

As sequ ência de setas, que se origina no paciente e chega at é o computador, mostra o caminho por onde o sinal de eletrocardiograma transita at é ser mostrado ao usu ário.

Tamb ´em foi desenvolvido o software embarcado para controle dos perif ´ericos de hardware, descrito em detalhes no Cap´ıtulo 4 e ilustrado em sua arquitetura geral na Figura 2.11.

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3 Desenvolvimento

O desenvolvimento iniciou-se pelos componentes de hardware, para que ent ão fosse poss´ıvel implementar o software embarcado e realizar a aquisiç ão do sinal. O dispositivo desenvolvido possui os seguintes componentes:

• Microcontrolador: respons ável pelo controle do m ódulo de aquisiç ão anal ógica-digital e armazenamento dos dados na mem ória n ão vol átil.

• Interface de aquisiç ão dos sinais anal ógicos: m ódulo para convers ão anal ógica-digital e filtragem do sinal de eletrocardiograma.

• Sensor de movimento: aceler ômetro para captar a movimentaç ão do paciente, correlacionada ao sinal de eletrocardiograma.

• Bot ão de Loop: jarg ão m édico para um bot ão ativado pelo paciente caso ocorra a percepç ão de alguma sensaç ão de desconforto (card´ıaco) ou anomalia.

• Mem ória n ão vol átil: cart ão Micro SD para armazenamento dos sinais adquiri-dos e posterior leitura e interpretaç ão destes em um computador.

• Gerenciador de energia: circuito integrado que ajusta a tens ão de entrada para uma faixa pr é-determinada. Deriva m últiplos valores de tens ão (necess ários em cada sub-m ódulo), a partir de uma única entrada. Alterna entre a fonte de alimentaç ão dispon´ıvel (externa ou bateria). Gerencia a recarga da bateria. • Bateria: bateria de L´ıtio-Pol´ımero, para uso continuado do dispositivo.

A reduç ão de custo do sistema foi abordada atrav és de tr ês frentes:

• Minimizando-se o n úmero de componentes discretos do sistema eletr ônico, com impactando direto na lista de componentes necess ários para fabricaç ão (BOM). A reduç ão do custo de aquisiç ão dos componentes na origem tem um papel sig-nificativo devido aos impostos acumulados durante toda a cadeia de suprimentos (WU; HSU, 2008); em especial quando existe importaç ão de componentes na cadeia. (direta)

(31)

• Ao reduzir os componentes discretos reduz-se tamb ém a complexidade de fabricaç ão da placa de circuito impresso e custos de montagem. Ambos est ão relacionados com a oferta de m ão de obra especializada (MARTIN et al., 2008) e t êm um peso significativo para a produç ão do equipamento em territ ório nacional. (indireta) • A simplificaç ão do projeto (j á levando em conta as caracter´ısticas e requisitos

do processo fabril alvo) tamb ´em reduz o ´ındice de falhas (PECHT; DASGUPTA, 1995) e o custo destas que seriam amortizadas no prec¸o final do lote produzido. (indireta)

A metodologia utilizada como refer ência foi a Metodologia de Desenvolvimento de Sistemas (MDS) (GGTIN, 2013), estipulada pela Ag ência Nacional de Vigil ância Sa-nit ária (ANVISA), que regula, dentre outras áreas, os equipamentos m édico-hospitalares em territ ório nacional (ANVISA, 2013). Ela descreve um conjunto de regras, padr ões e tarefas imprescind´ıveis para a execuç ão de projetos com qualidade, produtividade e segurança. Como a MDS aborda todo o ciclo de vida do produto (ANTUNES, 2011), tendo um escopo maior do que o deste trabalho, a etapa de teste foi parcialmente aten-dida (sem a efetiva validaç ão em pacientes) e as fases de implantaç ão no mercado e acompanhamento de vida útil n ão abordadas.

3.1 Dimensionamento da placa de circuito impresso

Para um dado circuito pode ser mais simples implement á-lo em uma placa com quatro ou mais camadas do que com apenas duas, pois a disponibilidade de mais ca-madas livres implica em mais opç ões de disposiç ão de trilhas e componentes sem que haja conflitos (pode n ão existir caminho poss´ıvel na topologia da placa para conectar dois componentes). O maior n úmero de camadas tamb ém traz benef´ıcios do ponto de vista de compatibilidade eletromagn ética (EMC) (WU et al., 2008). Observou-se tamb ém que o preço para fabricar a PCB com mais de duas camadas n ão seria ex-pressivo no custo final do projeto (OSHPARK, 2013).

Ainda sim foi definido como um objetivo opcional a elaboraç ão da PCB em at é duas camadas pois isto permite sua fabricaç ão em superf´ıcies flex´ıveis utilizando t écnicas comercialmente dispon´ıveis (ITEAD, 2013). Tal t écnica permite vers ões do dispositivo com ganhos significativos em usabilidade (em especial em situaç ões onde o disposi-tivo est á em contato direto com o corpo do usu ário) (CHRISTIAENS et al., 2009).

(32)

Figura 3.1: Exemplo de placa de circuito impresso flex´ıvel.

3.2 Primeiro prot ´

otipo

A primeira vers ão desenvolvida foi baseada no componente ADS1298IPAG, que é uma interface anal ógico-digital da Texas Instruments apta a operar na faixa de sinal do eletrocardiograma. Dentre suas caracter´ısticas as de maior relev ância ao projeto de um ECG holter s ão:

• Oito PGAs de baixo-ru´ıdo e oito ADCs de alta resoluc¸ ˜ao • Baixo consumo: 0,75 mW por canal

• Ganho program ável: 1, 2, 3, 4, 6, 8, or 12 • Detecç ão de desconex ão de eletrodo • Sinais de teste embutidos

• Interface de comunicac¸ ˜ao SPI

• Temperatura de operac¸ ˜ao: -40 a 85 C

• Detecç ão digital da presença de marca-passo

• Compatibilidade com os padr ˜oes: AAMI EC11, EC13, IEC60601-1, IEC60601-2-27, e IEC60601-2-51

• Prec¸o: USD 25,95 (em lote de 1000 unidades)

O circuito de aquisiç ão de sinais (Figura 3.2) possui duas seç ões principais: a captaç ão do sinal el étrico oriundo dos eletrodos (que possui seus respectivos

(33)

com-ponentes de proteç ão) e o m ódulo de convers ão anal ógica-digital em si (com seus componentes passivos secund ários).

Um problema encontrado nesta etapa foi a exist ência de erros nos valores de configuraç ão padr ão do ADS1298 informados na documentaç ão. Tanto na vers ão mais recente do documento dispon´ıvel no momento (Rev. I), quanto o software de configuraç ão do componente do fabricante, presente no kit de demonstraç ão do dis-positivo, possu´ıam par âmetros padr ão que n ão configuravam corretamente o compo-nente.

Ap ós in úmeras tentativas sem sucesso de efetuar a utilizaç ão esperada do compo-nente, foi aberto um chamado de suporte junto ao fabricante. Este ent ão retornou uma tabela de configuraç ão alternativa e a nota atestando que, de fato, a documentaç ão e o software do kit de demonstraç ão possu´ıam par âmetros errados de configuraç ão. Foi informado que estes seriam corrigidos na pr óxima vers ão da documentaç ão.

Foi atribu´ıdo um ganho de n´ıvel 6 no subsistema de PGA, pois este apresentou o melhor resultado nos ensaios. A fonte do sinal de refer ência de RLD foi definida como metade da AVDD. Todos os canais foram configurados no modo de operaç ão normal, tanto para o aspecto power-down, quanto de entrada dos eletrodos. Para a aquisiç ão do sinal, foi utilizada uma taxa de amostragem em 500 amostras por segundo (SPS).

3.2.1 Microcontrolador

A escolha do microcontrolador da primeira vers ão foi guiada pela familiaridade do projetista com a plataforma AVR, indiferentemente dos aspectos de custo, consumo ou funcionalidades do microcontrolador em relaç ão a outros dispon´ıveis no mercado. J á existia no planejamento a previs ão da elaboraç ão de um segundo prot ótipo, sendo que nesta etapa é que ocorreriam as otimizaç ões relacionadas ao consumo energ ético e tamanho. A vers ão inicial continha como objetivo exclusivo a validaç ão do m ódulo de aquisiç ão do traço de ECG, que por si s ó implicaria uma carga de trabalho elevada (e constitui a funcionalidade central do dispositivo). Assim sendo, como o controle do front-end é feito completamente no dom´ınio digital, via interface SPI, o microcontrola-dor poderia ser modificado na pr óxima vers ão sem implicar em retrabalho significativo. O microcontrolador selecionado foi o ATmega2560V-8AU da fam´ılia AVR, fabricado pela Atmel (ATMEGA2560, 2012). O circuito acess ório ao MCU implementado é mos-trado na Figura 3.3.

(34)

Figur a 3.2: M ódulo de con v ers ão anal ógica-digital do sinal de eletrocardiog rama.

(35)

Figur a 3.3: Microcontrolador A Tmega2560 e seu circuito de supor te

(36)

3.2.2 Interface com eletrodos

Apesar do front-end possuir integrado dentro de seu encapsulamento os filtros necess ários para aquisiç ão do sinal, os eletrodos (ilustrados na Figura 3.4) n ão s ão conectadas diretamente ao mesmo, visto ser necess ário um circuito de proteç ão entre eles (Figura 3.5). Al ém de prover uma camada adicional de reduç ão de ru´ıdo, este circuito trata em especial da influ ência das correntes parasitas presentes nos cabos dos eletrodos (SOUNDARAPANDIAN, 2009).

Figura 3.4: Eletrodos utilizados utilizados na captac¸ ˜ao de ECG.

3.2.3 Gerenciamento da alimentac¸ ˜ao

O circuito de alimentaç ão (Figura 3.6) teve como papel o fornecimento, de forma est ável, dos n´ıveis distintos de tens ão necess ários aos demais m ódulos, a partir de uma entrada n ão necessariamente constante. O esquem ático foi elaborado tendo como base os circuitos de refer ência dos respectivos datasheets e n ão foram criteri-osamente analisados do ponto de vista de efici ência energ ética (ie. minimizaç ão de correntes de fuga (ROY; MUKHOPADHYAY; MAHMOODI-MEIMAND, 2003)). Isto fi-cou evidente na etapa de an álise t érmica, onde foi poss´ıvel observar uma dissipaç ão relativamente alta de energia nesta seç ão do circuito.

(37)

Figur a 3.5: Circuito de ponte entre o con v ersor anal ´ogico-digital e os eletrodos e xter nos .

(38)

Figur a 3.6: Circuito de alimentac ¸ ˜ao .

(39)

3.2.4 Armazenamento de dados

Foi escolhida como mem ória n ão vol átil para armazenamento dos dados um cart ão do tipo Secure Digital High Capacity (SDHC), mostrado na Figura 3.18. Os fatores que levaram a esta escolha foram:

• Alta disponibilidade no mercado • Baixo custo

• C ódigo de escrita de f ácil implementaç ão

• Alta disponibilidade de dispositivos compat´ıveis (para posterior resgate dos da-dos)

O circuito para controle do cart ão (Figura 3.8) é constitu´ıdo por um barramento SPI. Na seç ão 4.3 é apresentado o software implementado para escrita dos dados em mem ória.

3.2.5 Aceler ˆ

ometro

Seguindo o planejamento de que o objetivo da primeira vers ão era a validaç ão dos sinais de eletrocardiograma, o sensoriamento de movimento foi suprimido da vers ão inicial e o aceler ômetro n ão instalado na placa. Ainda assim a conex ão para o mesmo foi prevista no esquem ático e disponibilizada no formado de um conector (Figura 3.9), permitindo sua posterior integraç ão ao prot ótipo, caso desejado.

3.2.6 Placa de circuito impresso

A placa de circuito impresso da primeira vers ão (Figura 3.10) foi produzida em territ ório nacional, na cidade de Porto Alegre - RS (ENGEMAUTICOS, 2012), pelo fabricante Engemauticos Ltda. Este fornecedor foi escolhido por atender os requisitos t écnicos e por apresentar o menor custo para pequenos volumes de placas.

Visto que uma das metas do trabalho é viabilizar o projeto em territ ório nacional, uma consideraç ão importante a se citar tange os custos de prototipagem. Apesar da presença de diversos fabricantes nacionais tecnicamente aptos a produzir as placas projetadas, a maioria n ão possui preços competitivos em pequenos volumes. Isto en-carece significativamente as fases de pesquisa e desenvolvimento de novos produtos.

(40)

No exterior a viabilidade de se produzir placas em pequenos volumes (1 a 10 unida-des), mantendo-se um baixo custo (equiparado a lotes de 100 a 500 placas), viabiliza um n úmero maior de iteraç ões de desenvolvimento de prot ótipos, incrementando sig-nificativamente as chances de sucesso dos projetos.

A disposiç ão dos componentes foi concentrada em um único lado da placa para facilitar o posterior desenvolvimento de um inv ólucro, visto que isto facilitaria o acopla-mento direto da parte eletr ônica com a parte pl ástica externa.

A placa n ão apresentou defeitos graves e o circuito operou com sucesso, entre-tanto ela n ão atingiu a qualidade esperada em todos os crit érios. A camada de r ótulos n ão possuiu boa resoluç ão em certos locais (Figura 3.11), criando uma dificuldade adicional no momento da solda manual dos componentes. O mais impactante foi a falta da camada de proteç ão entre os pads dos componentes SMD. Isto dificultou o processo de montagem, pois a presença desta camada entre os pads facilita o correto dep ósito de estanho para realizaç ão da solda.

3.2.7 Processo de montagem

A primeira vers ão foi montada manualmente (Figura 3.12). Apesar da densidade de componentes, a prefer ência por componentes com encapsulamento TQFP com pads, ao inv és de BGA, facilitou significativamente o processo.

Esta vers ão foi elaborada com um conector de cart ões SD do tipo bandeja. Esta escolha se mostrou altamente problem ática. Al ém de um enorme esforço necess ário para sua montagem, o processo de inserç ão e retirada do cart ão em si se mostrou trabalhoso. O conector possui pinos em sua base, que requerem a soldagem atrav és de ar quente. Entretanto, o mesmo possui regi ões pl ásticas, logo, erros de variaç ão na temperatura do ar implicam o derretimento destas partes pl ásticas; ou m á ader ência na placa.

(41)

Registrador Enderec¸o Valor ID 0x00 0x92 CONFIG1 0x01 0x86 CONFIG2 0x02 0x10 CONFIG3 0x03 0xDC LOFF 0x04 0x03 CH1SET 0x05 0x00 CH2SET 0x06 0x00 CH3SET 0x07 0x00 CH4SET 0x08 0x00 CH5SET 0x09 0x00 CH6SET 0x0A 0x00 CH7SET 0x0B 0x00 CH8SET 0x0C 0x00 RLD-SENSP 0x0D 0x00 RLD-SENSN 0x0E 0x00 LOFF-SENSP 0x0F 0xFF LOFF-SENSN 0x10 0x02 LOFF-FLIP 0x11 0x00 LOFF-STATP 0x12 0xF9 LOFF-STATN 0x13 0x00 GPIO 0x14 0x00 PACE 0x15 0x00 RESP 0x16 0xF0 CONFIG4 0x17 0x22 WCT1 0x18 0x0A WCT2 0x19 0xE3

(42)

Figura 3.7: Cart ão de mem ória Micro SDHC. Acima suas dimens ões e abaixo seu posicionamento no prot ótipo 1.

Figura 3.8: Circuito de interface com o cart ˜ao de mem ´oria.

(43)

Figura 3.10: PCB do primeiro prot ´otipo (topo e fundo).

(44)

(45)

3.3 Segundo prot ´

otipo

No momento da elaboraç ão da segunda vers ão j á estava dispon´ıvel comercial-mente o componente alternativo AD8232 (AD8232, 2013), com funcionalidades de aquisiç ão e filtragem de sinais de eletrocardiograma integradas em um único encapsu-lamento (SoC front-end para sinais fisiol ógicos), comercializado pelo fabricante Ana-log Devices. O m ódulo de aquisiç ão anal ógica-digital da segunda vers ão do desenvol-vida foi baseada neste componente. Esta escolha foi tomada com o intuito de evitar os problemas anteriormente enfrentados com o front-end da Texas Instruments, bem como para avaliar este componente alternativo.

3.3.1 Convers ˜ao anal ´

ogica-digital

O m ódulo de aquisiç ão do sinal anal ógico (e filtragem associada), que obt ém o traço adequado de ECG, é o n úcleo de qualquer eletrocardi ógrafo. A exist ência de um front-end comercial que integra estas funç ões acelera significativamente seu de-senvolvimento, mas n ão necessariamente o facilita. O desenvolvimento n ão necessita abortar a construç ão f´ısica das etapas de filtros ou ADs, visto que j á est ão integrados no SoC, por ém um trabalho cauteloso é necess ário para que o SoC seja corretamente configurado e calibrado.

Na realidade, este componente n ão deixa de ser um ADC gen érico, que apenas cont ém as especificaç ões orientadas para faixa de sinal do ECG. Por isto é necess ário que seus par âmetros ainda sim sejam analisados cuidadosamente para a correta especificaç ão dos componentes auxiliares que influenciam os par âmetros de filtra-gem. O maior impacto disto é em relaç ão a eliminaç ão de ru´ıdos externos (BROWN, 2002). O circuito desenvolvido para controle do AD8232 é mostrado na Figura 3.13.

3.3.2 Microcontrolador

O ADUCM360BCP é um sistema de aquisiç ão que incorpora dois conversores anal ógico-digitais sigma-delta de 24 bits operando a 3.9 kSPS (ADUCM360, 2013). Apesar destes conversores estarem aptos a realizar a aquisiç ão de sinais de ECG, eles n ão foram utilizados caso fossem, seria necess ário a implementaç ão dos filtros em hardware. Foi mais vantajoso adicionar um segundo componente na placa, que efetua a etapa de AD do sinal e j á possui os filtros necess ários. Logo, temos que

(46)

o segundo prot ótipo possui estes dois canais AD de alta performance ociosos, por hora. Nestes podem ser futuramente integradas a aquisiç ão de outros par âmetros (ie. condutividade da pele (PICARD; SCHEIRER, 1999)).

O processador deste microcontrolador é um ARM Cortex-M3, de 32 bits, com 128 kB de mem ória e 8 kB de SRAM. Logo, seu poder de processamento é relativamente consider ável e atende aos requisitos do projeto. A carga computacional de filtragem n ão é alta, visto que boa parte da mesma é assumida pelo AD8232, com apenas algum filtro secund ário sendo eventualmente necess ário. O acesso à mem ória n ão vol átil (SDHC) n ão apresenta carga significativa, bem como o controle de um r ádio (caso adicionado) tamb ém n ão. A maior carga estaria caso o sistema fosse expandido para aquisiç ão de novos par âmetros, diretamente a partir das suas entradas ADC sigma-delta. Neste caso seria necess ária a filtragem do sinal em software pela CPU. O circuito desenvolvido para controle do MCU é mostrado na Figura 3.14.

Al ém das funcionalidades tradicionalmente encontradas em MCUs da fam´ılia Cor-tex (eg. UART, I2C, PWM, SPI, GPIO), este modelo possuiu uma caracter´ıstica es-pecial em relaç ão a outros candidatos para a segunda vers ão: ser de uma fam´ılia orientada para aplicaç ões m édicas. Seu projeto é voltado para utilizaç ão em dispo-sitivos m édicos m óveis, operados à bateria. Logo, al ém de um baixo consumo, j á atende aos requisitos de operaç ão em aplicaç ões m édicas (e consequentemente as demandas relacionadas com o processo de certificaç ão). Exemplos disto s ão a faixa de temperatura operacional ser de -40 a 120 graus Celsius e j á possui filtros de modo-comum e modo-normal para frequ ências de 50 e 60 Hz. A maioria dos MCUs comer-ciais n ão opera nesta faixa de temperatura. A presença de ru´ıdo na faixa de 50/60 Hz (originada pela rede el étrica e equipamentos nela operantes) n ão pode deixar de ser propriamente tratada nos dispositivos para sa úde. No caso do ECG, por exemplo, esta faixa de frequ ência est á dentro da banda do sinal emitido pelo coraç ão (0,5 - 150 Hz). Ent ão possuir estas funcionalidades j á embarcadas no MCU constituem em um grande diferencial em relaç ão às alternativas de uso geral (ZAROLA, 2013).

3.3.3 Interface com eletrodos

Para o AD8232 n ão é necess ário um tratamento especial na conex ão com os ele-trodos. Apenas dois pull-ups, mostrados na Figura 3.15, s ão adicionados no canal de sinal e um capacitor de 1 nF como filtro no canal de RLD.

(47)

3.3.4 Gerenciamento da alimentac¸ ˜ao

Uma vantagem adicional do front-end utilizado na segunda vers ão é sua menor complexidade do ponto de vista de requisitos de alimentaç ão (Figura 3.16). Ao neces-sitar de uma quantidade menor de n´ıveis de tens ão distintos é poss´ıvel a utilizaç ão de um regulador com menor complexidade. Foi escolhido o TPS61221DCK da Texas Instruments devido aos seus aspectos de mercado (custo e disponibilidade de supri-mento) e desempenho: efici ência de 95%, sa´ıda ajust ável entre 1,8 e 5,5 Volts (com vers ão de sa´ıda fixa dispon´ıvel), corrente quiescent de 5,5 uA e tens ão m´ınima de en-trada de 0,7 Volts (possibilitando a operaç ão eficiente em circuitos com apenas uma c élula de bateria).

Como dois ADCs do ADuCM360 de 24 bits n ão foram utilizados nesta segunda vers ão, eventualmente poderiam ser interconectados à entrada do TPS61221DCK para leitura da tens ão e corrente. Esta ligaç ão poderia ser direta (para a tens ão), pois apesar da sa´ıda de tens ão do regulador poder ultrapassar a toler ância m áxima da entrada anal ógica do MCU, esta aquisiç ão estaria ocorrendo antes do est ágio de regulaç ão, diretamente na c élula de bateria. A aquisiç ão neste ponto seria ainda mais fiel ao c álculo do consumo real do sistema, pois incluiria as perdas oriundas do re-gulador (existentes mesmo enquanto o sistema estiver em repouso). Para leitura da corrente prop õe-se um resistor de precis ão com 1 Ohm, em s érie com a c élula de carga, operando como um resistor de shunt. Existem t écnicas mais adequadas, es-pecialmente para baixas tens ões, como exemplo aquelas que operam pela mediç ão do campo gerado pela corrente passante. Neste caso a resist ência em s érie do cir-cuito de mediç ão é reduzida (com impactos no consumo energ ético). Por ém para uma an álise preliminar, a mediç ão via resistor de shunt é suficiente.

3.3.5 Armazenamento dos dados

Na segunda vers ão os problemas do conector de cart ão SD foram resolvidos utilizando-se outro modelo mais adequado. Foi utilizado um conector do tipo push-push manual (Figura 3.18). Este modelo n ão possui a bandeja de inserç ão e reduziu significativamente a complexidade da operaç ão.

O fato de ser manual, n ão possuindo mecanismo de ejeç ão autom ática, faz com que ele possua menor estrutura pl ástica, al ém de uma disposiç ão dos pinos de sol-dagem mais adequada. Isto facilitou muito o processo de montagem. Adicionalmente

(48)

este modelo permite que o cart ão seja posicionado na borda da placa de circuito e que sejam desenvolvidos inv ólucros pl ásticos onde a inserç ão e retirada do cart ão ocor-ram diretamente, sem que outras partes sejam removidas (eg. sem necessitar que uma tampa seja removida, a bandeja do cart ão aberta e este retirado). O circuito de comunicaç ão com o MCU é mostrado na Figura 3.17.

3.3.6 Aceler ˆ

ometro

O componente utilizado para sensoriamento de movimentaç ão foi um de uso ge-ral, especificado na faixa de aceleraç ão prevista para o corpo do paciente (LUINGE; VELTINK, 2005).

Foi observada uma grande diferença entre componentes MEMS operando com sa´ıda no dom´ınio digital, em relaç ão aos que possuem sa´ıda anal ógica. A Tabela 3.2 apresenta os diferentes n´ıveis de consumos:

Podemos observar que todos os dispositivos com sa´ıda digital apresentam um con-sumo significativamente inferior aos anal ógicos. At é Outubro de 2013 o aceler ômetro de 3 eixos ADXL362, utilizado no segundo prot ótipo, mantinha o recorde de menor consumo do mercado (MUSKETT, 2013). Como tamb ém estava dentro do preço alvo estimado, seu baixo consumo foi o fator decisivo para sua escolha.

Os capacitores C16 e C18 s ão opcionais. Seu posicionamento foi previsto no esquem ático e na PCB, por ém n ão foram instalados. Como seus valores dependem de ensaios emp´ıricos, seus respectivos valores n ão foram listados no esquem ático (Figura 3.19).

3.3.7 Placa de circuito impresso

A placa de circuito impresso da segunda vers ão foi confeccionada no fabricante OSH Park dos Estados Unidos (OSHPARK, 2013). Com o objetivo de resolver os pro-blemas da fabricaç ão da primeira vers ão, foram enumerados fabricantes que possu´ıam um preço suficientemente baixo para que, considerados os custos de despacho e tri-butos, n ão excedessem o preço alvo estimado ou ficassem significativamente acima dos praticados pelos fabricantes nacionais.

A OSH Park foi escolhida devido à qualidade superior em relaç ão aos outros dois fabricantes analisados, ilustrados na Figura 3.20. Apesar do seu preço relativamente

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superior aos demais fabricantes estrangeiros, o custo final foi inferior ao praticado pelo fabricante nacional (Engemauticos). Isto ressalta a import ância da an álise da cadeia de suprimentos ocorrer simultaneamente à pesquisa e desenvolvimento do projeto, tal como foi feito neste trabalho.

Foi poss´ıvel acomodar todos os componentes necess ários em duas camadas de circuito impresso. Isto comprometeu parcialmente posicionamento dos r ótulos dos dis-positivos (impactando a fase de montagem), por ém n ão apresenta preju´ızo funcional ao dispositivo.

Em sua segunda vers ão o projeto disp ôs o conector de cart ão SDHC no lado oposto aos componentes. As premissas da primeira vers ão sobre o posicionamento dos componentes em um único lado da placa se mant ém na segunda vers ão. O conec-tor SDHC foi uma exceç ão à regra apenas por limitaç ões f´ısicas, pois caso contr ário, seria necess ário estender a área da PCB em cerca de 3 cm2 apenas para acomod á-lo do mesmo lado que os componentes. O aumento do tamanho, nesta proporç ão, n ão compensaria os ganhos funcionais.

3.3.8 Processo de montagem

Apesar da disposiç ão de componentes, vista na Figuras 3.21, ser mais densa na segunda vers ão, ela n ão impactou significativamente a dificuldade de montagem. Entretanto houveram complicaç ões com a montagem dos CIs do ADC e MCU. Foi utilizado o encapsulamento WFQFN Exposed Pad. Este encapsulamento n ão é de montagem trivial, mas era o único dispon´ıvel para os CIs do front-end e do MCU. O problema principal ocorreu com o posicionamento de uma passagem entre camadas diretamente abaixo dos CIs. Apesar desta regi ão ser destinada à um plano de terra ao CI, e a passagem fazer conex ão ao plano propriamente, o orif´ıcio da passagem implicou em um ac úmulo de estanho na etapa de soldagem e consequentemente um desn´ıvel do componente em relaç ão à placa. Isto dificultou ainda mais o posiciona-mento correto do componente. Foi observado que em vers ões futuras este espaço dever á ser mantido exclusivamente como plano de terra, sem a possibilidade de apro-veit á-lo para conex ões entre camadas.

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Figura 3.13: Circuito de ADC da segunda vers ˜ao.

Fabricante Identificador Sa´ıda de dados Consumo (uA)

Analog Devices ADXL362 Digital 1,8

STMicroelectronics LIS2DH Digital 11

Freescale MMA7341LC Digital 47

Analog Devices ADXL335 Anal ´ogico 350

STMicroelectronics LIS332AX Anal ´ogico 350

Freescale MMA7341LC Anal ´ogico 400

Tabela 3.2: Comparativo de consumo energ ´etico de aceler ˆometros com sensitividade equivalente.

(51)

Figura 3.14: Microcontrolador ADuCM360, da Analog Devices.

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Figura 3.16: Circuito de alimentaç ão do segundo prot ótipo.

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Figura 3.18: Cart ão de mem ória posicionado na borda do dispositivo e permitindo sua retirada sem abertura do inv ólucro.

Figura 3.19: Circuito do aceler ˆometro ADXL362.

Figura 3.20: Comparativo de fabricantes estrangeiros de PCB com prec¸o efetivo equi-valente `a fabricantes nacionais.

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4 Software

O software do sistema possui a funcionalidade de adquirir o sinal, efetuar o p ós-processamento (eliminaç ão de ru´ıdos) e sua transmiss ão ao usu ário (armazenando na mem ória n ão-vol átil ou transmitindo diretamente à um computador). A Figura 4.1 mos-tra o fluxo de execuç ão do software em linhas gerais. Seu funcionamento é detalhado nas seç ões à seguir.

(56)

4.1 Configuraç ão da aquisiç ão do sinal

As etapas de software necess árias para correta inicializaç ão, testes e operaç ão do ADS1298 s ão mostradas na Figura 4.2. Seu processo de configuraç ão requer que um vetor de par âmetros seja enviado ao ADC.

C ódigo fonte 4.1: C ódigo de comunicaç ão com o ADS1298A.

# include ” A r d u i n o . h ” / / d i g i t a l W r i t e ( ) ; delayMicroseconds ( ) ; spiSend ( ) ;

# include ” SpiDma . h ” const i n t PIN CS = 5 2 ; const i n t WAKEUP = 0x02 , const i n t STANDBY = 0x04 , const i n t RESET = 0x06 , const i n t START = 0x08 , const i n t STOP = 0x0a ,

const i n t RDATAC = 0x10 , const i n t SDATAC = 0x11 , const i n t RDATA = 0x12 , const i n t RREG = 0x20 , const i n t WREG = 0x40 void f r o n t e n d c m d ( i n t cmd ) {

/ / cmd = parametros de c o n f i g u r a c a o conforme Tabela 3 . 1 d i g i t a l W r i t e ( PIN CS , LOW) ; spiSend ( cmd ) ; delayMicroseconds ( 1 ) ; d i g i t a l W r i t e ( PIN CS , HIGH ) ; } void f r o n t e n d w r i t e ( i n t reg , i n t v a l ) { d i g i t a l W r i t e ( PIN CS , LOW) ; spiSend (WREG | reg ) ;

delayMicroseconds ( 2 ) ; spiSend ( 0 ) ;

delayMicroseconds ( 2 ) ; spiSend ( v a l ) ;

(57)

delayMicroseconds ( 1 ) ; d i g i t a l W r i t e ( PIN CS , HIGH ) ; } i n t f r o n t e n d r e a d ( i n t reg ) { u i n t 8 t o u t = 0 ; d i g i t a l W r i t e ( PIN CS , LOW) ; spiSend (RREG | reg ) ;

delayMicroseconds ( 2 ) ; spiSend ( 0 ) ; delayMicroseconds ( 2 ) ; o u t = spiRec ( ) ; delayMicroseconds ( 1 ) ; d i g i t a l W r i t e ( PIN CS , HIGH ) ; r e t u r n ( ( i n t ) o u t ) ; }

(58)

(59)

4.2 Filtros digitais

Apesar da exist ˆencia de filtros em hardware no front-end para a faixa de 50/60 Hz, em ambos os front-ends avaliados estes filtros se mostraram insuficientes para tratar adequadamente o sinal e eliminar a interfer ˆencia existente nesta banda.

Foi necess ário aplicar um filtro adicional, no dom´ınio digital, para eliminar adequa-damente este ru´ıdo (FERGJALLAH; BARR, 1990). Esta seç ão evidencia o dist úrbio transit ório inserido por devido este filtro.

A Figura 4.3 mostra a aquisiç ão sinal (a partir do instante zero de operaç ão do fil-tro), onde podemos notar a exist ência de uma componente de sinal de maior frequ ência e que claramente n ão est á relacionada ao sinal de ECG. Estes dist úrbios s ão oriundos da inicializaç ão do vetor de c álculo do filtro, que é definida em zero. Observamos que à medida que o sinal avança para o regime permanente o problema é gradualmente atenuado, at é seu desaparecimento por completo.

Na etapa de implementaç ão do filtro, como foi necess ário um grande esforço de p ós-processamento do sinal at é ser interpretado quais ru´ıdos estavam deturpando a qualidade, foi realizada a aquisiç ão do sinal diretamente do front-end atrav és do programa mostrado no c ódigo fonte 4.2. Isto permitiu que o sistema fosse ensaiado mais de uma vez sem que fosse necess ário gravar novamente o firmware na placa.

C ódigo fonte 4.2: C ódigo de comunicaç ão direta com o front-end.

# ! / u s r / b i n / env python

# l e i t u r a P a t c h 1 . py / dev / ttyUSB0 115200

# U t i l i z a d a s b i b l i o t e c a s Python para acesso s e r i a l e tempo .

import sys , time , d a t e t i m e import s e r i a l

N AMOSTRAS = 100000

# Parametro para c o n f i g u r a c a o dos r e g i s t r a d o r e s WAKEUP = 0x02 STANDBY = 0x04 RESET = 0x06 START = 0x08 STOP = 0x0a # enderecos de l e i t u r a RDATAC = 0x10

(60)

SDATAC = 0x11 RDATA = 0x12 # enderecos de e s c r i t a RREG = 0x20 WREG = 0x40 # c o n f i g u r a c o e s g e r a i s ID = 0x00 CONFIG1 = 0x01 CONFIG2 = 0x02 CONFIG3 = 0x03 LOFF = 0x04 HR = 0x80 DR0 = 0x01 HIGH RES 16k SPS = (HR | DR0) # modo do r i g h t l e d d r i v e r PD REFBUF = 0x80 VREF 4V = 0x20 RLD MEAS = 0x10 RLDREF INT = 0x08 PD RLD = 0x04 RLD LOFF SENS = 0x02 RLD STAT = 0x01 def main ( ) :

PORT = sys . argv [ 1 ] BAUDRATE = sys . argv [ 2 ]

c ha rs = ” ”

s e r = s e r i a l . s e r i a l f o r u r l (PORT, b a u d r a t e =BAUDRATE, t i m e o u t = 0 . 1 )

send ( ser , ” s d a t a c ” )

sampleMode = HIGH RES 16k SPS

# parametros m o d i f i c a d o s nas c o n s t a n t e s d e f i n i d a s acima sampleModeCommand = ” wreg %x %x ” % ( CONFIG1 , sampleMode ) send ( ser , sampleModeCommand )

send ( ser , ” r d a t a c ” ) l i n e = ” ”

(61)

l i n e s = [ ] co unt = 0 s t a r t = d a t e t i m e . d a t e t i m e . tod ay ( ) b u f = s e r . read (N AMOSTRAS∗28) l i n e s = b u f . decode ( ) . s p l i t ( ’ \n ’ ) co unt = l e n ( l i n e s ) end = d a t e t i m e . d a t e t i m e . tod ay ( )

send ( ser , ” s d a t a c ” ) # i n i c i a modo c o n t i n u o

f o r i i n range ( 0 , N AMOSTRAS ) : # l e grupo de amostras

l i n e = s e r . r e a d l i n e ( ) p r i n t ( ”%d,%d ” % ( i , l i n e ) ) # d e l t a = tempo d e c o r r i d o d e l t a = end − s t a r t deltaSegundos = d e l t a . t o t a l s e c o n d s ( ) t a x a = c oun t / deltaSegundos

p r i n t ( ”%d amostras em %f segundos . ” % ( count , deltaSegundos ) ) p r i n t ( ” Taxa : %f ” % t a x a ) p r i n t ( l i n e s [ 3 : 1 0 ] ) p r i n t ( ” ” ) s e r . c l o s e ( ) i f n a m e == ” m a i n ” : main ( )

Foi observado que a exist ência de ru´ıdo na banda centrada em 60 Hz é significativa e um filtro de primeira ordem n ão foi suficiente. Abaixo temos o sinal sob um filtro rejeita-faixa de primeira ordem, onde apesar de mais adequado que o sinal sem filtro, ainda possui uma componente de 60 Hz que afeta consideravelmente o sinal.

Ap ós o refinamento do filtro digital e utilizaç ão de uma vers ão de segunda ordem (MILLER, 2005), foi poss´ıvel apresentar o sinal adquirido sem a interfer ência de 60 Hz, conforme visto na Figura 4.5. O fluxograma de software do filtro de segunda ordem é visto no diagrama da Figura 4.6.

(62)

i n t passaBaixa ( i n t dado ) { s t a t i c i n t y1 = 0 , y2 = 0 , x [ 2 6 ] , n = 1 2 ; i n t y0 ; x [ n ] = x [ n + 1 3 ] = dado ; y0 = ( y1 << 1 ) − y2 + x [ n ] − ( x [ n + 6 ] << 1 ) + x [ n + 1 2 ] ; y2 = y1 ; y1 = y0 ; y0 >>= 5 ; i f (−−n < 0 ) n = 1 2 ; r e t u r n ( y0 ) ; } i n t p a s s a A l t a ( i n t dado ) { s t a t i c i n t y1 = 0 , x [ 6 6 ] , n = 3 2 ; i n t y0 ; x [ n ] = x [ n + 3 3 ] = dado ; y0 = y1 + x [ n ] − x [ n + 3 2 ] ; y1 = y0 ; i f (−−n < 0 ) n = 3 2 ; r e t u r n ( x [ n + 1 6 ] − ( y0 >> 5 ) ) ; }

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Figura 4.3: Erro causado pela inicializac¸ ˜ao incorreta do filtro digital.

(64)

Figura 4.5: Traço do ECG adquirido, ap ós aplicaç ão do filtro de segunda ordem.

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4.3 Armazenamento dos dados

Ap ós ser adquirido e filtrado, o sinal deve ser enviado ao usu ário. Isto pode ocorrer em tempo real, na situaç ão em que o utilizador est á com o dispositivo conectado dire-tamente à um computador que far á a leitura; ou de maneira que os dados sejam arma-zenados temporariamente em uma mem ória n ão vol átil. No segundo caso, os dados ainda ser ão recuperados atrav és de um computador, pelo mesmo m étodo que o moni-toramento em tempo real. Logo, o cart ão SDHC n ão é utilizado da maneira tradicional, na qual o mesmo é retirado do dispositivo manualmente pelo usu ário. Este modelo de comunicaç ão permite que o sistema seja mais facilmente estendido e acrescido de um r ádio para fazer a comunicaç ão com outro dispositivo. Assim o cart ão SDHC t êm um papel de mem ória tempor ária dos dados, at é que sejam transmitidos ao computador de destino.

A comunicaç ão com o cart ão é feita atrav és do c ódigo 4.4. A funç ão spi cartao init() é utilizada para inicializaç ão e a spi cartao txrx() faz a escrita de um byte e tamb ém a leitura do retorno.

C ódigo fonte 4.4: Comunicaç ão SPI com o SDHC.

void s p i c a r t a o i n i t ( void )

{

DDR SPI | = BV ( DD MOSI ) | BV ( DD SCK ) ; DDR SPI &= ˜ BV ( DD MISO ) ;

SPCR = BV (SPE) | BV (MSTR) | BV (SPR0) | BV (SPR1 ) ; SPSR = BV ( SPI2X ) ; } u i n t 8 t s p i c a r t a o ( u i n t 8 t b y t e ) { SPDR = b y t e ; / / aguarda f i m do e n v i o

while ( ! ( SPSR & BV ( SPIF ) ) ) ;

/ / l e o r e t o r n o ( usa mesma v a r i a v e l ) b y t e = SPDR;

r e t u r n b y t e ;

(66)

void t x c a r t a o ( u i n t 8 t arg ) {

s p i c a r t a o ( 0 x58 ) ; / / w r i t e cmd ( padrao SDHC) s p i c a r t a o ( arg ) ; / / dado

s p i c a r t a o ( 0 xFF ) ; / / i g n o r a c r c

}

O cart ão foi utilizado apenas como uma mem ória tempor ária para ac úmulo dos dados e posterior envio ao computador. Desta maneira n ão se implementou um sis-tema de arquivos no cart ão (para que o usu ário o acessasse diretamente), conforme seria a rotina de uso apresentada anteriormente. O

O Concise Binary Object Representation (CBOR) (BORMANN, 2013) é um formato de representaç ão de dados que possui como objetivo, dentre outros, a implementaç ão de codificadores e decodificadores com tamanho de c ódigo extremamente pequeno, tamanho razoavelmente pequeno das mensagens e extens ões futuras sem a neces-sidade de negociaç ão de vers ão. Estes objetivos o tornam particular em relaç ão às vers ões anteriores de padronizaç ão de serializaç ão bin ária, como a ANS.1 (D, 2004) ou MessagePack (FURUHASHI, 2013). Este formato é definido pela documento de recomendaç ão RFC 7049 e gerenciado pelo Internet Engineering Task Force (IETF). Um exemplo atrav és da formataç ão dos dados, do ponto de vista de tamanho de men-sagem, usando JSON ou MessagePack é mostrado na Figura.

Inicialmente desenvolveu-se o projeto supondo o armazenamento dos dados em um formato JSON, devido sua extensibilidade (dispensando a necessidade de se definir uma estrutura de dados est ática logo nas fases iniciais de projeto) e facili-dade de processamento (que reduz a complexifacili-dade de leitura a partir do software de aplicaç ão). Por ém a recente proposiç ão do CBOR se mostrou favor ável ao projeto, tanto pelo seu car áter bin ário de representaç ão, quando a este ter como base o for-mado JSON em si. Ele n ão é compat´ıvel com o JSON, mas por ter sido inicialmente baseado no mesmo, representa certa facilidade em adequaç ão ao projeto.

Objetivos da padronizac¸ ˜ao CBOR que a tornam interessantes para sistemas em-barcados como o deste projeto:

• O codificador e o decodificador necessitam ser compactos a ponto de suporta-rem sistemas com severas limitaç ões de mem ória, processamento e conjunto de

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instruc¸ ˜oes.

• Os dados possam ser decodificados sem uma descriç ão do esquema. Similar-mente ao JSON, os dados codificados s ão auto-descritivos, de forma que um decodificador gen érico possa ser escrito.

• A serializaç ão necessita ser razoavelmente compacta, mas a compactaç ão dos dados é secund ária ao tamanho de c ódigo do codificador e decodificador.

Podemos ver que estes objetivos se alinham diretamente com o escopo do projeto, que possui limitaç ões mais severas de processamento e mem ória dispon´ıvel, mas uma disponibilidade maior de armazenamento n ão vol átil dos dados (dado ao tamanho dispon´ıvel do SDHC).

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5 Resultados

O custo de desenvolvimento do primeiro prot ótipo foi de US$ 107,74 (FOB), sendo reduzido para US$ 50,13 (FOB) na segunda vers ão. Foi poss´ıvel atingir a meta do custo de fabricaç ão estar abaixo de US$ 100 (FOB).

Em relaç ão às dimens ões, o tamanho volum étrico do primeiro prot ótipo foi de 55,66 cm3 (6,56 x 7,07 x 1,20 cm), sendo reduzido para 17.27 cm3 (4,55 x 2,53 x 1,50 cm) na segunda vers ão. Tais dimens ões j á contemplam o espaço necess ário para o inv ólucro. Houve reduç ão em relaç ão ao ECG Holter Patch de menor tamanho j á anun-ciado (Zio Patch, que possui 69.75 cm3(12,3 x 5,3 x 1,07 cm), mostrado na Seç ão 2.2). O Zio Patch j á se trata de um ECG Holter miniaturizado. Quando comparamos o re-sultado com um ECG Holter tradicional, como por exemplo o Philips DigiTrak XT, que possui 97.18 cm3 (9.15 x 5.59 x 1.90 cm) e se trata do menor ECG Holter atualmente comercializado, podemos perceber uma reduç ão ainda mais expressiva.

5.1 Sinal adquirido

Dada a natureza do dipolo formado pelo t órax e a propagaç ão resultante do sinal el étrico do coraç ão, no m´ınimo um filtro passa-alta, com frequ ência de corte em 0,5 Hz, é necess ário na elaboraç ão de um eletrocardi ógrafo (para que a componente DC do sinal seja removida).

Outro grupo de filtros necess ário é aquele destinado à remoç ão de ru´ıdos externos (LEVKOV et al., 2005). Os principais ru´ıdos s ão oriundos da movimentaç ão natural do corpo do paciente (baixa frequ ência); ru´ıdos da rede el étrica e seus dispositivos (50/60 Hz) e ru´ıdos na faixa de frequ ência al ém da maior componente do sinal (acima de 150 Hz) (THAKOR; ZHU, 1991) (HUHTA; WEBSTER, 1973).

Observamos que os ru´ıdos da rede el étrica foram os mais impactantes. Sem a adiç ão de um filtro rejeita-faixa em 60 Hz (PEI; TSENG, 1995) n ão é poss´ıvel adquirir um sinal minimamente aceit ável (Figura 5.1).

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Atrav és da an álise do sinal da Figura 5.2, no dom´ınio da frequ ência, podemos con-firmar que o ru´ıdo existente é devido à uma componente de 60 Hz e suas harm ônicas (eg. 180 Hz).

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Figura 5.1: ECG adquirido sem filtro de 60 Hz.

Figura 5.2: Sinal no dom´ınio da frequ ˆencia, evidenciando o ru´ıdo 60 Hz e sua harm ˆonica em 180 Hz.