COORDENAC¸ ˜AO DE ENGENHARIA ELETR ˆONICA CURSO DE ENGENHARIA ELETR ˆONICA
AMANDA COSTA MARTINEZ
DESENVOLVIMENTO DE UM ELETROCARDI ´OGRAFO DE BAIXO CUSTO UTILIZANDO UM MICROCOMPUTADOR RASPBERRY PI
TRABALHO DE CONCLUS ˜AO DE CURSO
TOLEDO 2016
DESENVOLVIMENTO DE UM ELETROCARDI ´OGRAFO DE BAIXO CUSTO UTILIZANDO UM MICROCOMPUTADOR RASPBERRY PI
Trabalho de conclus ˜ao de curso de graduac¸ ˜ao apresentado `a disciplina de Tra-balho de Conclus ˜ao de Curso 2, do Curso de Engenharia Eletr ˆonica da Coordenac¸ ˜ao de Engenharia Eletr ˆonica - COELE - da Universidade Tecnol ´ogica Federal do Pa-ran ´a - UTFPR, Campus Toledo, como re-quisito parcial para obtenc¸ ˜ao do t´ıtulo de Engenheiro Eletr ˆonico.
Orientador: Prof. Dr. Felipe Walter Dafico Pfrimer
TOLEDO 2016
A Folha de Aprovação assinada encontra-se na Coordenação do Curso de Engenharia Eletrônica TERMO DE APROVAÇÃO
Título do Trabalho de Conclusão de Curso No 034
Desenvolvimento de um Eletrocardiógrafo Portátil Utilizando
um Microcomputador Raspberry Pi
por
Amanda Costa Martinez
Esse Trabalho de Conclusão de Curso foi apresentado às 12h45 do dia 22 de junho de 2016 como requisito parcial para a obtenção do título de Bacharel em Engenharia Eletrônica. Após deliberação da Banca Examinadora, composta pelos professores abaixo assinados, o trabalho foi considerado APROVADO.
________________________________ _____________________________ Prof. Dr. Alberto Nakano Prof.ª Me. Jaqueline Vargas
(UTFPR-TD) (UTFPR-TD)
________________________________
Prof. Dr. Felipe W. D. Pfrimer (UTFPR-TD)
Orientador
Visto da Coordenação
____________________________
Prof. M. Jorge A. V. Alves Coordenador da COELE Universidade Tecnológica Federal do Paraná
Câmpus Toledo
Agradec¸o aos meus pais, Almir e Darci, aos meus irm ˜aos, Anderson, Alan e Aline, aos meus sobrinhos, Gustavo, Eduarda e Raul, e aos meus cunhados, Kelly, Val ´eria e Thiago por terem me incentivado a desenvolver este trabalho, me trazendo forc¸a e alegria para desenvolv ˆe-lo e proporcionando motivac¸ ˜ao e confianc¸a para que n ˜ao desanimasse durante sua execuc¸ ˜ao.
Agradec¸o ao meu namorado, Mathias S. Costa, pela compreens ˜ao, cari-nho e dedicac¸ ˜ao com que me auxiliou no decorrer do trabalho e, principalmente, pela valiosa ajuda durante o desenvolvimento do software.
Agradec¸o ao meu orientador, Prof. Dr. Felipe W. D. Pfrimer, do Departamento de Engenharia Eletr ˆonica da Universidade Tecnol ´ogica Federal do Paran ´a -Campus Toledo, pela sugest ˜ao do tema, pelo conhecimento transmitido, pela dedicac¸ ˜ao ao orientar e direcionar o desenvolvimento ao longo de todo o projeto.
Agradec¸o tamb ´em aos Professores Dr. Alberto Yoshihiro Nakano e M.Sc. Victor A. F. de Carvalho, do Departamento de Engenharia Eletr ˆonica da Universidade Tecnol ´ogica Federal do Paran ´a - Campus Toledo, pelas ideias, sugest ˜oes e pelo in-teresse em acompanhar o desenvolvimento do trabalho e, especialmente ao M.Sc. Victor, pelo contato no Hospital Universit ´ario de Cascavel, sem o qual n ˜ao conseguiria os cabos para desenvolver o projeto.
Tamb ´em agradec¸o a empresa TEXAS INTRUMENTS, fabricante de com-ponentes, por ter disponibilizado amostras dos componentes utilizados, sem os quais n ˜ao conseguiria realizar este projeto.
Acima de tudo e de todos, existe um ser superior, um Deus de amor, de bondade e de generosidade, ao qual agradec¸o pelo dom da vida, pela minha sa ´ude e intelecto, pela minha fam´ılia, e por ter colocado pessoas t ˜ao especiais no meu cami-nho, proporcionando assim uma vida ainda mais gratificante. Obrigada!
MARTINEZ, Amanda Costa. Desenvolvimento de um Eletrocardi ´ografo de Baixo Custo Utilizando um Microcomputador Raspberry Pi. 2016. 66f. Trabalho de Conclus ˜ao de Curso de Graduac¸ ˜ao (Bacharelado em Engenharia Eletr ˆonica), Univer-sidade Tecnol ´ogica Federal do Paran ´a, Toledo, 2016.
O presente trabalho apresenta o desenvolvimento de um eletrocardi ´ografo de baixo custo, capaz de captar os sinais el ´etricos da atividade card´ıaca humana e mostr ´a-los por meio de uma interface. Este projeto inclui o desenvolvimento de um cir-cuito eletr ˆonico que, por meio de tr ˆes eletrodos conectados aos brac¸os esquerdo e di-reito e na perna direita do paciente, capta os potenciais el ´etricos oriundos da contrac¸ ˜ao e relaxamento do corac¸ ˜ao, de acordo com a derivac¸ ˜ao DI, e os amplifica utilizando um amplificador de instrumentac¸ ˜ao. A interface gr ´afica (GUI) foi implementada utilizando um microcomputador Raspberry Pi B+ (RPI) e os c ´odigos foram elaborados em lingua-gem de programac¸ ˜ao Python. A GUI apresenta o sinal card´ıaco obtido em uma tela, apenas um canal por vez, em tempo real antes de serem filtrados. Estes dados s ˜ao armazenados e posteriormente processados por meio do software GNU Octave. S ˜ao utilizados um conjunto de pinos da General Purpose Input/Output (GPIO) do Rasp-berry para fazer a comunicac¸ ˜ao via barramento Serial Peripheral Interface (SPI) entre o conversor anal ´ogico para digital (ADC) e o RPI.
Palavras-chave: Eletrocardi ´ografo, Amplificador de Instrumentac¸ ˜ao, INA, Raspberry
MARTINEZ, Amanda Costa. Development of a Low Cost Electrocardiograph Using a Microcomputer Raspberry Pi. 2016. 66f. Final Project (Bachelor’s Degree in Electronic Engineering), Federal University of Technology - Paran ´a, Toledo, 2016.
This study presents the development of a portable electrocardiograph, that is able to capture the electrical signals of the human heart activity and show them th-rough an interface. This project includes the development of an electronic circuit that, through three electrodes connected on the left and right arms and the patient’s right leg, captures the electrical potentials arising from the contraction and relaxation of the heart, in accordance with the derivation DI, and amplifies them using an instrumenta-tion amplifier. The graphical user interface (GUI) was implemented using a Raspberry Pi B+ microcomputer and the codes were developed in Python programming language. The GUI displays the heart’s signal on a screen, only one channel at a time, in real time, before being filtered. These data are stored and then processed through the software GNU Octave. It’s used a set of pins of the Raspberry’s general purpose input output (GPIO) to communicate via serial peripheral interface (SPI) bus between analog to digital converter (ADC) and the RPI.
Keywords: Electrocardiograph, Instrumentation Amplifier, INA, Raspberry Pi B+, Python .
Figura 1: Registros de ECG obtidos por Gabriel Lippmann e Willem
Eintho-ven. . . 11
Figura 2: Registro de um ECG utilizando um eletrocardi ´ografo. . . 12
Figura 3: Comparac¸ ˜ao entre as principais causas de morte no mundo. . . 13
Figura 4: Cavidades do corac¸ ˜ao e sentido de circulac¸ ˜ao do sangue. . . . 17
Figura 5: Sistema de conduc¸ ˜ao intracard´ıaco. . . 17
Figura 6: Sinal t´ıpico do corac¸ ˜ao. . . 18
Figura 7: Atividade el ´etrica do corac¸ ˜ao. . . 19
Figura 8: Derivac¸ ˜oes bipolares. . . 20
Figura 9: Entrada t´ıpica de um circuito amplificador de sinal card´ıaco. . . 21
Figura 10: Exemplo de circuito utilizando INA128. . . 22
Figura 11: Influ ˆencia do campo el ´etrico na captac¸ ˜ao de biopotenciais. . . . 26
Figura 12: Filtro passa-baixas conectado entre a sa´ıda do INA121 e o ter-minas de refer ˆencia do mesmo. . . 27
Figura 13: Diagrama de blocos do est ´agio de filtro. . . 28
Figura 14: Gr ´afico de Bode da func¸ ˜ao de transfer ˆencia em malha fechada para o filtro. . . 28
Figura 15: Esquem ´atico da aquisic¸ ˜ao de biopotenciais utilizando o circuito de realimentac¸ ˜ao DRL. . . 29
Figura 16: Diagrama de blocos do sistema proposto. . . 29
Figura 17: Eletrodo e conector utilizados no presente trabalho. . . 30
Figura 18: Esquem ´atico do circuito desenvolvido. . . 31
Figura 19: Layout da placa referente ao circuito desenvolvido. . . 32
Figura 20: Placa do eletrocardi ´ografo desenvolvido conectada ao RPI. . . . 33
Figura 23: Diagrama de temporizac¸ ˜ao do ADS8321. . . 36 Figura 24: Interface gr ´afica desenvolvida. . . 38 Figura 25: Representac¸ ˜ao da execuc¸ ˜ao do c ´odigo paralelo e da comunicac¸ ˜ao
entre n ´ucleos em um mesmo communicator. . . 39 Figura 26: Representac¸ ˜ao da sincronizac¸ ˜ao das rotinas desnvolvidas. . . . 40 Figura 27: Fluxograma do c ´odigo desenvolvido. . . 41 Figura 28: Gr ´afico obtido com o sinal de entrada do ECG sendo um pulso. 44 Figura 29: Gr ´afico obtido com o sinal de entrada do ECG sendo uma onda
quadrada. . . 45 Figura 30: Gr ´afico obtido com o sinal de entrada do ECG sendo uma onda
senoidal. . . 45 Figura 31: Sinal card´ıaco adquirido utilizando o ECG desenvolvido. . . 46 Figura 32: Sinal card´ıaco adquirido com frequ ˆencia de amostragem de 100
Hz, antes e ap ´os o filtro. . . 47 Figura 33: Gr ´afico referente ao sinal card´ıaco para frequ ˆencia de
amostra-gem de 191 Hz, antes e ap ´os o filtro. . . 48 Figura 34: Gr ´afico referente ao sinal card´ıaco para frequ ˆencia de
amostra-gem de 390 Hz, antes e ap ´os o filtro. . . 49 Figura 35: Espectro referente ao sinal card´ıaco para frequ ˆencia de
1 Tens ˜ao de entrada e sa´ıdas digitais bin ´arias no formato de complemento de dois. . . 35
CO2 Di ´oxido de Carbono.
fN Frequ ˆencia de Nyquist.
fs Frequ ˆencia de Amostragem.
GIN A Ganho do INA.
GSaida Ganho do Est ´agio de Sa´ıda.
Rg Resistor de Ganho.
Vd Tens ˜ao Diferencial.
VCM Tens ˜ao de Modo Comum AC.
VDC Potencial de Junc¸ ˜ao. Ze Imped ˆancia de Junc¸ ˜ao. +In Entrada N ˜ao Inversora.
-In Entrada Inversora.
AC Alternate Current.
ADC Analog to Digital Converter . Ag/AgCl Prata/Cloreto de Prata. Amp Op Amplificador Operacional.
aVf Derivac¸ ˜ao Unipolar Aumentada - P ´e.
aVl Derivac¸ ˜ao Unipolar Aumentada - M ˜ao Esquerda. aVr Derivac¸ ˜ao Unipolar - M ˜ao Direita.
C Capacitor.
CMRR Common Mode Rejection Ratio.
CS Chip Select.
DC Direct Current.
DI Derivac¸ ˜ao 1.
DII Derivac¸ ˜ao 2.
DIII Derivac¸ ˜ao 3.
DOUT Digital Output.
DRL Driven Right Leg.
GND Ground .
GPIO General Purpose Input Output.
GUI Graphical User Interface.
INA Instrumentation Amplifier .
J Conector Jack .
LPF Low Pass Filter .
MISO Master In Slave Out.
MOSI Master Out Slave In.
MPI Message Passing Interface.
MSB Most Significant Bit.
PCB Printed Circuit Board .
R Resistor.
RPI Raspberry Pi B+.
SAR Successive Approximation Register .
SL Pinos Conectores.
SPI Serial Peripheral Interface. VCC Tens ˜ao de Alimentac¸ ˜ao.
1 INTRODUC¸ ˜AO . . . 11
1.1 OBJETIVOS . . . 13
1.2 JUSTIFICATIVA . . . 14
2 REFERENCIAL TE ´ORICO . . . 16
2.1 ELETROFISIOLOGIA CARD´IACA . . . 16
2.2 AMPLIFICADOR DE BIOPOTENCIAIS CARD´IACOS . . . 21
3 MATERIAIS E M ´ETODOS . . . 24
3.1 MATERIAIS . . . 24
3.2 M ´ETODOS . . . 24
3.2.1 Circuito Desenvolvido . . . 25
3.2.2 Construc¸ ˜ao do Hardware . . . 32
3.2.3 Interface Gr ´afica no RPI . . . 33
3.2.4 Aquisic¸ ˜ao de Dados . . . 41
3.2.5 Metodologia de An ´alise de Dados . . . 42
4 RESULTADOS OBTIDOS . . . 44
5 CONCLUS ˜AO . . . 51
5.1 PROJETOS FUTUROS . . . 52
REFER ˆENCIAS . . . 54
ANEXO A - PRIMEIRO ANEXO . . . 56
ANEXO B - SEGUNDO ANEXO . . . 57
1 INTRODUC¸ ˜AO
Pode-se considerar que o eletrocardi ´ografo ´e a evoluc¸ ˜ao tecnol ´ogica do eletr ˆometro de Lippmann e do galvan ˆometro de cordas. O primeiro foi concebido por Gabriel Lippmann, em seu est ´agio, no laborat ´orio de Kirchhoff em 1873, e publicado em 1875. Naquela ´epoca, era o melhor aparelho em uso nos laborat ´orios de pesquisa para fins de registros eletrofisiol ´ogicos. O segundo foi idealizado pelo m ´edico e cien-tista Willem Einthoven, e publicado em 1901, com o intuito de corrigir o inconveniente da in ´ercia exagerada que o eletr ˆometro de Lippmann exibia. O galvan ˆometro apre-sentava ainda, maior aperiodicidade, sensibilidade, melhor padronizac¸ ˜ao, proporcio-nalidade entre as variac¸ ˜oes da corrente e as deflex ˜oes, supress ˜ao dos fen ˆomenos de atrito, isolamento mais perfeito, melhor nitidez da imagem e maior simplicidade de ma-nejo (MACIEL, 1996). Pode-se observar os registros do galvan ˆometro e do eletr ˆometro na Figura 1.
Figura 1: Registro de um ECG utilizando um Eletr ˆometro de Lippmann (itens a e b), correc¸ ˜oes feitas por Willem Einthoven (itens c e d) e registro de um ECG com o Gal-van ˆometro de Cordas (item e) (MACIEL, 1996).
Atualmente o eletrocardiograma (ECG) ´e realizado pelo equipamento m ´edi-co denominado eletrocardi ´ografo, que ´e capaz de captar os sinais da atividade el ´etrica do corac¸ ˜ao, vide Figura 2.
Figura 2: Registro de um ECG utilizando um eletrocardi ´ografo (INSTRAMED, 2015).
Grac¸as ao desenvolvimento da eletr ˆonica, o eletrocardi ´ografo p ˆode ser apri-morado resultando na maior resoluc¸ ˜ao do sinal do ECG, o que possibilitou a obtenc¸ ˜ao de informac¸ ˜oes cada vez mais minuciosas a respeito da atividade el ´etrica card´ıaca.
Segundo dados da organizac¸ ˜ao mundial da sa ´ude (WHO, 2014), as doenc¸as cardiovasculares est ˜ao entre as principais causas de morte no mundo, como pode-se obpode-servar na Figura 3, pode-sendo a prevenc¸ ˜ao e o diagn ´ostico precoce os melhores mecanismos de ac¸ ˜ao contra doenc¸as desta natureza.
O ECG ´e realizado com o intuito de auxiliar o diagn ´ostico do paciente, sendo poss´ıvel reconhecer 90% das patologias card´ıacas, que se diagnosticadas pre-cocemente podem ser tratadas, poupando o paciente de maiores sofrimentos, e em casos mais graves at ´e a morte (INCOR, 2015).
Neste cen ´ario, surge a necessidade de melhorar constantemente os equi-pamentos m ´edicos, tanto no aspecto tecnol ´ogico, quanto no cumprimento das neces-sidades cl´ınicas, normas vigentes de seguranc¸a e meio ambiente. Tamb ´em se eviden-cia a necessidade da utilizac¸ ˜ao de tecnologias de baixo custo e de qualidade, para que o exame (ECG), realizado pelo equipamento m ´edico eletrocardi ´ografo, se torne cada vez mais acess´ıvel `a populac¸ ˜ao. Atualmente, o custo de um eletrocardi ´ografo varia de, aproximadamente, R$ 3.000,00 a R$ 20.000,00 (CIRURGICAPASSOS, 2015).
Dessa forma, no presente trabalho ´e apresentado o projeto e construc¸ ˜ao de um eletrocardi ´ografo de baixo custo cuja interface gr ´afica foi concebida no
micro-Figura 3: Comparac¸ ˜ao entre as principais causas de morte no mundo entre os anos de 2000 e 2012, imagem adaptada (WHO, 2014).
computador Raspberry Pi. Ser ˜ao mostrados os m ´etodos que permitiram a captac¸ ˜ao dos potenciais el ´etricos oriundos da atividade el ´etrica do corac¸ ˜ao, juntamente com cir-cuitaria respons ´avel pela diminuic¸ ˜ao do sinal de modo comum presente no corpo do paciente para que o amplificador de instrumentac¸ ˜ao pudesse operar dentro dos limites aceit ´aveis. Por ´ultimo ser ´a feita uma an ´alise dos resultados obtidos.
Vale ressaltar que o presente projeto foi aprovado pelo Comit ˆe de ´Etica da Universidade Tecnol ´ogica Federal do Paran ´a.
1.1 OBJETIVOS
Tem-se como objetivo geral do presente trabalho, o projeto e a construc¸ ˜ao de um eletrocardi ´ografo de baixo custo e canal ´unico, capaz de captar e mostrar, por meio de uma interface gr ´afica, a atividade el ´etrica de despolarizac¸ ˜ao e repolarizac¸ ˜ao do corac¸ ˜ao humano atrav ´es de eletrodos colados sobre a pele. Para isso, as seguintes etapas foram comtempladas:
• Projeto do circuito anal ´ogico do eletrocardi ´ografo que ´e respons ´avel pela capta-c¸ ˜ao, amplificacapta-c¸ ˜ao e filtragem do sinal el ´etrico card´ıaco;
• Projeto do circuito de amostragem que inclui um conversor anal ´ogico para digital, (ADC);
• Comunicac¸ ˜ao entre o ADC e o microcomputador Raspberry Pi B+ (RPI) utili-zando protocolo de comunicac¸ ˜ao SPI;
• Projeto da interface gr ´afica no RPI utilizando a linguagem de programac¸ ˜ao Python;
1.2 JUSTIFICATIVA
Profissionais da ´area de engenharia eletr ˆonica adquirem conhecimentos que os tornam aptos a desenvolver novos equipamentos, controlar processos, elaborar projetos para diversas ´areas, entre outras atividades. Por outro lado, profissionais da ´area de sa ´ude, aprofundam seus conhecimentos sobre o corpo humano. E a uni ˜ao entre essas duas ´areas com um objetivo em comum, s ´o tem a aprimorar o bem-estar e a qualidade de vida das pessoas.
Com o estudo da eletrofisiologia do corpo humano, ser ˜ao compreendidos os seus respectivos sinais el ´etricos e suas caracter´ısticas. Associando isso aos conceitos desenvolvidos ao longo do curso de engenharia, percebe-se que temos ferramentas para projetar e desenvolver novos equipamentos que, de fato, mostrem esses sinais para contribuirem para o diagn ´ostico dos pacientes, auxiliarem a atingir um n´ıvel de compreens ˜ao amplo a respeito do funcionamento dos sistemas biol ´ogicos e que seja
´util at ´e mesmo para o desenvolvimento de pesquisas farmacol ´ogicas.
Como citado anteriormente, existem v ´arias doenc¸as card´ıacas que s ˜ao di-agnosticadas com o aux´ılio do eletrocardiograma, e dentre essas doenc¸as, algumas ainda s ˜ao a maior causa de mortes no Brasil e no mundo. Somente sabendo o di-agn ´ostico ´e que provid ˆencias podem ser tomadas para o tratamento do paciente, e por isso deseja-se que este exame seja mais acess´ıvel, principalmente por necessitar de um aparelho relativamente caro.
Para conquistar um n´ıvel tecnol ´ogico de qualidade e ao mesmo tempo re-duzir o custo de um equipamento, h ´a a necessidade de pesquisas que demandam tempo e tamb ´em da criatividade dos pesquisadores, sempre com o intuito de agregar valor ao conhecimento j ´a existente. Considerando que o auge da engenharia ´e conse-guir aplic ´a-la para o bem-estar, qualidade de vida e desenvolvimento humano, surgiu a iniciativa de desenvolver o prot ´otipo de um eletrocardi ´ografo.
O exame realizado pelo eletrocardi ´ografo, o eletrocardiograma, ´e de fato um grande aliado no diagn ´ostico cardiol ´ogico, e torn ´a-lo mais acess´ıvel, pr ´atico e confi ´avel ´e um avanc¸o para a qualidade do atendimento ao paciente e desenvolvimento humano.
2 REFERENCIAL TE ´ORICO
O presente cap´ıtulo tem como objetivo apresentar as teorias relacionadas ao objeto de estudo deste trabalho no que diz respeito `a origem e caracter´ıstica do sinal a ser captado, filtrado e amplificado e a composic¸ ˜ao de um circuito eletr ˆonico para captac¸ ˜ao de um sinal com as caracter´ısticas descritas.
2.1 ELETROFISIOLOGIA CARD´IACA
Segundo (BERNE; LEVY, 2009), o sistema cardiovascular ´e constituido por vasos sangu´ıneos, capilares e corac¸ ˜ao. Este sistema tem a finalidade de bombear o fluido heterog ˆeneo, denominado sangue, para o corpo. O corac¸ ˜ao, que atua como uma bomba, ´e constitu´ıdo essencialmente por quatro cavidades: ´atrios esquerdo e direito e ventr´ıculos esquerdo e direito, assim como pode ser visto na Figura 4. O ´atrio direito recebe o sangue de retorno do corpo, e por meio de uma v ´alvula de comunicac¸ ˜ao entre ´atrio e ventr´ıculo direito, denominada v ´alvula tric ´uspide, este sangue flui para o ventr´ıculo direito e ´e transportado para os pulm ˜oes com intuito de oxigenar (ver Figura 4) j ´a que o sangue que retorna do corpo ´e cheio de di ´oxido de carbono (CO2). O ´atrio esquerdo recebe o sangue oxigenado que retorna dos pulm ˜oes, e esse sangue flui para o ventr´ıculo esquerdo, atrav ´es de uma v ´alvula, an ´aloga a do lado direito, denominada v ´alvula mitral. Do ventr´ıculo esquerdo esse sangue ´e bombeado para todo o corpo, Figura 4.
O ciclo card´ıaco ´e iniciado por um potencial de ac¸ ˜ao que se origina de forma espont ˆanea no nodo, ou n ´o, sinoatrial, Figura 5. Este ciclo compreende um per´ıodo de contrac¸ ˜ao ventricular denominado s´ıstole que tem intuito de expelir o sangue do corac¸ ˜ao. Ap ´os esse per´ıodo, ocorre o relaxamento que ´e denominado di ´astole, em que os ´atrios se enchem de sangue (GUYTON; HALL, 1996).
Figura 4: Cavidades do corac¸ ˜ao e sentido de circulac¸ ˜ao do sangue, imagem adap-tada(WIKIPEDIA, 2012).
A atividade el ´etrica no corac¸ ˜ao ocorre de maneira peculiar devido aos im-pulsos r´ıtmicos gerados pelas c ´elulas especializadas que constituem o mesmo. A contrac¸ ˜ao ritmada do m ´usculo card´ıaco ´e fundamental para que os ventr´ıculos se en-cham de sangue antes de bombe ´a-lo e, portanto, para que o processo ocorra de maneira desejada, os ´atrios devem se contrair cerca de 0,16 s antes dos ventr´ıculos. Outro aspecto importante que deve ser observado ´e que os ventr´ıculos devem se con-trair de maneira praticamente simult ˆanea para a gerac¸ ˜ao de press ˜ao efetiva nessas cavidades. Os processos de contrac¸ ˜ao e relaxamento geram correntes el ´etricas que suscitam um campo el ´etrico detect ´avel na superf´ıcie corporal. Assim, se eletrodos forem colocados sobre a pele em pontos opostos ao corac¸ ˜ao, esses potenciais ser ˜ao registrados, o que corresponde ao eletrocardiograma (GUYTON; HALL, 1996).
Segundo (WEBSTER, 1998), as amplitudes t´ıpicas dos biopotenciais assim como as faixas de frequ ˆencia dos mesmos s ˜ao bem conhecidas, e encontram-se den-tro da faixa de 0,5 a 4 mV para tens ˜ao e 0,01 a 250 Hz para frequ ˆencia.
De acordo com (GUYTON; HALL, 1996), o eletrocardiograma mostra as on-das P, Q, R, S e T que s ˜ao geraon-das pela atividade card´ıaca e registraon-das pelo eletro-cardi ´ografo. O gr ´afico caracter´ıstico mostrado pelo ECG normal se assemelha com o da Figura 6:
A onda P representa a despolarizac¸ ˜ao atrial, ou seja, a contrac¸ ˜ao da ca-vidade atrial para que o sangue flua atrav ´es da v ´alvula mitral ou tric ´uspide para o ventr´ıculo. Na primeira parte da onda temos a despolarizac¸ ˜ao referente ao ´atrio direito e na parte final, do ´atrio esquerdo (GUYTON; HALL, 1996).
Figura 7: Atividade el ´etrica do corac¸ ˜ao (ISHBEATA; KALBOUNEH, 2012).
Na Figura 7-1 os ´atrios comec¸am a despolarizar e na Figura 7-2 os ´atrios despolarizaram completamente, desta forma pode-se verificar a contribuic¸ ˜ao da onda P para o ECG.
O complexo QRS no eletrocardiograma ´e o registro da atividade de des-polarizac¸ ˜ao dos ventr´ıculos, e equivale a maior onda do exame, devido a atividade de contrac¸ ˜ao do m ´usculo ventricular ser respons ´avel por bombear sangue para os pulm ˜oes e para as regi ˜oes perif ´ericas do corpo (GUYTON; HALL, 1996). Na Figura 7-3 os ventr´ıculos comec¸am a despolarizar e na Figura 7-4 os ventr´ıculos se despolarizam completamente, desta forma pode-se verificar a contribuic¸ ˜ao do complexo QRS para o ECG.
Em torno de 0,15 a 0,2 segundos ap ´os a onda P, ocorre a onda deno-minada T atrial, como essa onda coincide com a onda gerada pelo complexo QRS, que ´e significativamente maior, raramente ´e registrada no ECG, mas ela representa o relaxamento do m ´usculo dos ´atrial (GUYTON; HALL, 1996). Na Figura 7-3 quando os ventr´ıculos comec¸am a se contrair o m ´usculo ´atrial est ´a relaxando, e pelo motivo apenas citado n ˜ao fica evidente a onda T atrial no ECG.
Os ventr´ıculos permanecem contra´ıdos alguns milisegundos ap ´os o t ´ermino da onda T ventricular, que representa a repolarizac¸ ˜ao dos ventr´ıculos e normalmente apresenta valores de tens ˜ao menores do que a do complexo QRS, mas tem durac¸ ˜ao mais prolongada (GUYTON; HALL, 1996). Na Figura 7-5 os ventr´ıculos comec¸am a re-polarizar e na Figura 7-6 os ventr´ıculos j ´a rere-polarizaram completamente, desta forma pode-se verificar a contribuic¸ ˜ao da onda T, ou T ventricular, para o ECG.
O registro do ECG pode ser feito atrav ´es da an ´alise em pares dos poten-ciais apontados pelos eletrodos, chamadas de derivac¸ ˜oes. Existem tr ˆes derivac¸ ˜oes bipolares perif ´ericas (DI), (DII) e (DIII) (Figura 8), seis derivac¸ ˜oes pr ´e-cordiais unipola-res, V1 a V6, e tr ˆes derivac¸ ˜oes unipolares perif ´ericas aumentadas, (aVl), (aVf) e (aVr). Apenas a derivac¸ ˜ao bipolar perif ´erica DI compete ao escopo deste trabalho (GUYTON; HALL, 1996).
Figura 8: Derivac¸ ˜oes bipolares.
Segundo (GUYTON; HALL, 1996), a derivac¸ ˜ao DI ´e a medida realizada ana-lisando os eletrodos conectados nas m ˜aos esquerda e direita, a derivac¸ ˜ao DII ´e refe-rente a m ˜ao direita e o p ´e esquerdo e a DIII ´e referefe-rente a m ˜ao e p ´e esquerdos como pode ser observado na Figura 8.
2.2 AMPLIFICADOR DE BIOPOTENCIAIS CARD´IACOS
Segundo (KUGELSTADT, 2005), o sinal de entrada do circuito amplificador de sinais card´ıacos ser ´a composto por um pequeno sinal (AC) de interesse, somado a um grande potencial (DC), e este potencial DC pode chegar a ser centenas de vezes maior do que a amplitude do sinal AC.
Tipicamente, um sinal el ´etrico card´ıaco deve ser amplificado de mil a duas mil vezes, e isso representa um desafio adicional na amplificac¸ ˜ao do sinal porque caso n ˜ao ocorra a remoc¸ ˜ao ou diminuic¸ ˜ao da componente diferencial DC o amplificador saturaria. Dessa forma, ao mesmo tempo em que ´e necess ´ario amplificar o sinal card´ıaco, deve-se remover a componente DC para evitar a saturac¸ ˜ao (KUGELSTADT, 2005).
Como o sinal card´ıaco ´e do tipo diferencial, um amplificador de instrumen-tac¸ ˜ao (INA) ´e utilizado no est ´agio de entrada do eletrocardi ´ografo. Dentre v ´arios ampli-ficadores de intrumentac¸ ˜ao existentes, uma arquitetura geralmente utilizada para um INA emprega 3 amplificadores operacionais (Amp Op), como pode ser visto na Figura 9.
Figura 9: Entrada t´ıpica de um circuito amplificador de sinal card´ıaco utilizando um INA com 3 Amp Ops.
Pode-se observar, tamb ´em pela Figura 9, que o sinal aplicado na entrada do INA, representa as componentes de tens ˜ao e imped ˆancias captadas pelos eletrodos
na superf´ıcie do corpo. Este sinal apresenta duas parcelas, uma AC (VCM), devido ao campo el ´etrico no qual o corpo do paciente est ´a imerso, e a outra, trata-se de um fen ˆomeno eletroqu´ımico devido `as tens ˜oes produzidas na interface entre corpo e eletrodos (VDC), este potencial de junc¸ ˜ao ´e designado por VDC1 e VDC2 na Figura 9. A tens ˜ao de entrada deste est ´agio ´e composta tamb ´em pela tens ˜ao diferencial (Vd), que
´e a componente de interesse que deseja-se amplificar, ou seja, o sinal card´ıaco. As imped ˆancias (Ze), denominadas Ze1 e Ze2, surgem devido ao contato dos eletrodos com o corpo humano e s ˜ao determinadas principalmente pelas carac-ter´ısticas qu´ımicas desta interface.
No primeiro est ´agio, um dos terminais de entrada dos Amp Ops A1 e A2 ´e conectado ao sinal de entrada, como mostrado na Figura 10, e ambos t ˆem seu outro terminal de entrada conectado aos terminais de um resistor (Rg), do qual o ganho do primeiro est ´agio ´e dependente.
O est ´agio seguinte ´e composto por um amplificador diferencial que recebe como entrada a sa´ıda dos dois Amp Ops anteriores, e tem como finalidade amplificar apenas a parcela referente a Vd.
Um exemplo de aplicac¸ ˜ao pode ser visto na Figura 10, que emprega um INA128.
Figura 10: Exemplo de circuito utilizando INA128 com um filtro passa baixa e um est ´agio de ganho elevado, imagem adaptada (KUGELSTADT, 2005).
Para que o amplificador de sinais ECG funcione corretamente ´e impres-cind´ıvel que os itens `a seguir sejam atendidos (KUGELSTADT, 2005):
deve apresentar um ganho limitado (baixo);
• Deve-se implementar um filtro passa baixa (LPF) no est ´agio de sa´ıda do INA, de acordo com a Figura 10, para remover qualquer potencial DC captado pelos eletrodos;
• Deve-se aplicar um ganho elevado em um est ´agio posterior para amplificar a tens ˜ao Vd, an ´alogo ao da Figura 10.
Ainda com o intuito de evitar a saturac¸ ˜ao do est ´agio amplificador e reduzir a componente VCM, ou seja, interfer ˆencia AC, implementa-se um circuito de realimenta-c¸ ˜ao que atribui ao corpo do paciente uma tens ˜ao de refer ˆencia, com valor conhecido e dentro de uma faixa de valores aceit ´avel, de forma que o est ´agio amplificador do ECG n ˜ao sature.
3 MATERIAIS E M ´ETODOS
O presente cap´ıtulo tem como objetivo delinear a metodologia e os materi-ais empregados no trabalho, direcionando-o para o seu aspecto construtivo em con-formidade com as considerac¸ ˜oes feitas anteriormente sobre as teorias relacionadas ao projeto.
3.1 MATERIAIS
Dentre os materiais que foram utilizados para a implementac¸ ˜ao do eletro-cardi ´ografo, pode-se citar:
• Eletrodos e cabos blindados;
• Circuito anal ´ogico para a amplificac¸ ˜ao do sinal card´ıaco empregando o disposi-tivo INA121;
• Conversor anal ´ogico para digital, (ADC), ADS8321;
• Raspberry Pi B+ e os perif ´ericos necess ´arios;
Os laborat ´orios da Universidade Tecnol ´ogica Federal do Paran ´a, Campus Toledo (UTFPR-TD) foram utilizados para o desenvolvimento do projeto. Os compo-nentes e dispositivos necess ´arios, dispon´ıveis nos laborat ´orios da UTFPR-TD, foram utilizados como materiais para o desenvolvimento do eletrocardi ´ografo.
3.2 M ´ETODOS
O prop ´osito do presente cap´ıtulo ´e apresentar os aspectos construtivos do circuito desenvolvido, o desenvolvimento da interface gr ´afica, a metodologia para a aquisic¸ ˜ao de dados e a metodologia de an ´alise dos dados.
3.2.1 Circuito Desenvolvido
Amplificadores de biopotenciais s ˜ao circuitos eletr ˆonicos projetados com a finalidade de amplificar sinais biol ´ogicos captados pelos eletrodos, que s ˜ao posiciona-dos sobre a pele do paciente de acordo com as derivac¸ ˜oes citadas anteriormente, para n´ıveis adequados a seu processamento e/ou armazenamento. Tem ainda a func¸ ˜ao de rejeitar interfer ˆencias oriundas do processo de medic¸ ˜ao e de outros biopotenciais.
Biopotenciais s ˜ao potenciais gerados pelas c ´elulas auto excit ´aveis, como por exemplo os neur ˆonios, as c ´elulas musculares, card´ıacas e as glandulares (BERNE; LEVY, 2009), estes biopotenciais s ˜ao caracterizados por sua baixa amplitude e fre-qu ˆencia, e ainda apresentam a interfer ˆencia de outros biopotenciais, ru´ıdo e tamb ´em do ambiente.
´
E comum na an ´alise de circuitos el ´etricos escolher um de seus n ´os cha-mando-o n ´o de refer ˆencia, com o intuito de determinar o potencial absoluto de outros n ´os em relac¸ ˜ao a este potencial de refer ˆencia. Entretanto, na pr ´atica, nem sempre ´e poss´ıvel a ligac¸ ˜ao deste potencial de refer ˆencia com a refer ˆencia do sistema, o que re-sulta na inviabilidade da determinac¸ ˜ao destes potenciais absolutos. Assim, o referen-cial adotado nem sempre ´e nulo, por isso, surgem duas componentes: VCM e Vd, que s ˜ao respectivamente, tens ˜ao de modo comum e tens ˜ao diferencial. Devido `a presenc¸a da rede el ´etrica o sistema est ´a imerso em um campo el ´etrico com frequ ˆencia de 60 Hz, como se pode observar na Figura 11. A tens ˜ao produzida no corpo humano, de-vido principalmente pela proximidade da rede el ´etrica, pode ser considerada de modo comum devido `a baixa imped ˆancia do corpo humano quando comparada com a im-ped ˆancia de acoplamento da rede el ´etrica. Sua magnitude ´e da ordem de centenas de milivolts e sua frequ ˆencia se encontra dentro do intervalo de frequ ˆencia do biopoten-cial de interesse. Um projeto envolvendo amplificac¸ ˜ao de biopotenciais, deve levar em conta uma alta imped ˆancia de entrada, amplificac¸ ˜ao apropriada e largura de banda e estabilidade em relac¸ ˜ao as variac¸ ˜oes da tens ˜ao e temperatura (CARDOSO, 2010).
Sendo assim, para a aquisic¸ ˜ao do biopotencial card´ıaco foi utilizado um amplificador de instrumentac¸ ˜ao INA121, que dentre outras caracter´ısticas, apresenta elevada imped ˆancia de entrada, baixa imped ˆancia de sa´ıda e elevada taxa de rejeic¸ ˜ao de modo comum, do ingl ˆes, common mode rejection ratio (CMRR).
Para a alimentac¸ ˜ao do circuito utilizou-se uma fonte de 9 V. O est ´agio de alimentac¸ ˜ao ´e seguido de um est ´agio de regulac¸ ˜ao da tens ˜ao de entrada para o n´ıvel
Figura 11: Influ ˆencia do campo el ´etrico, gerado pela rede el ´etrica, na medic¸ ˜ao de biopo-tenciais.
de 5 V, em que empregou-se um dispositivo LM78L05. Utilizou-se tamb ´em um dis-positivo MCP1525, que ´e um regulador de tens ˜ao de precis ˜ao, para regular a tens ˜ao de refer ˆencia para o n´ıvel de 2,5 V. Dessa forma ´e interessante que os Amp Ops se-jam rail-to-rail, o que significa que permitem aproximar ao m ´aximo o valor da tens ˜ao de sa´ıda para o valor da tens ˜ao de alimentac¸ ˜ao, sem que o amplificador entre em saturac¸ ˜ao.
Todos os Amp Ops utilizados no circuito s ˜ao do tipo OPA335, produzidos pela Texas Instruments (TEXAS, 2003). Tais amplificadores s ˜ao recomendados para instrumentac¸ ˜ao m ´edica, que ´e o caso do presente trabalho. Suas caracter´ısticas prin-cipais s ˜ao: baixa tens ˜ao de offset (m ´aximo de 5 µV), operac¸ ˜ao com fonte simples e sa´ıda do tipo rail-to-rail. Este amplificador ´e fornecido em dois tipos de encapsula-mento, o primeiro contendo apenas um dispositivo (OPA335) e o segundo formado por dois dispositivos no mesmo circuito integrado (OPA2335), sendo que os dois tipos foram utilizados na construc¸ ˜ao do circuito amplificador, como pode ser visto no Anexo A. A utilizac¸ ˜ao desses amplificadores operacionais permitiu a alimentac¸ ˜ao do circuito com fonte simples e excurs ˜ao do sinal de sa´ıda dentro da faixa de 0 a 5 V, que ´e uma exig ˆencia do conversor anal ´ogico-digital empregado.
Mesmo com essas caracter´ısticas, de acordo com a Figura 10, se VCM n ˜ao for limitado, o amplificador ir ´a saturar e a amplificac¸ ˜ao do sinal de interesse estar ´a
comprometida. Ent ˜ao, para eliminar o ru´ıdo DC, oriundo do acoplamento do eletrodo `a pele, utiliza-se uma pequena etapa adicional, sem a qual o circuito como um todo n ˜ao funcionaria adequadamente, que consiste de um filtro passa-baixas conectado entre a sa´ıda e o terminal de refer ˆencia do amplificador de instrumentac¸ ˜ao. Devido a maneira como o filtro ´e conectado ao circuito, pode ser considerado uma malha de realimentac¸ ˜ao, como pode ser visto na Figura 12.
A func¸ ˜ao de transfer ˆencia do filtro considerando a malha aberta, assim como pode ser visto na Figura 13, ´e:
F T M A = −10
s (1)
Quando considera-se o filtro em malha fechada, pode-se aplicar a func¸ ˜ao de transfer ˆencia encontrada para a malha de realimentac¸ ˜ao, na seguinte equac¸ ˜ao:
F T M F = G(s)
1 + G(s)H(s) (2)
Em que, H(s) ´e a func¸ ˜ao de transfer ˆencia da malha de realimentac¸ ˜ao. Com isso, percebe-se que o resultado em malha fechada do filtro ´e uma resposta passa-altas, como pode ser visto na Figura 14.
Figura 12: Filtro passa-baixas conectado entre a sa´ıda do INA121 e o terminas de re-fer ˆencia do mesmo.
Com o intuito de reduzir a parcela AC da tens ˜ao de modo comum na en-trada do est ´agio amplificador, utiliza-se um bloco de realimentac¸ ˜ao que atribui uma
Figura 13: Diagrama de blocos do est ´agio de filtro.
Figura 14: Gr ´afico de Bode da func¸ ˜ao de transfer ˆencia em malha fechada para o filtro. tens ˜ao de refer ˆencia para o corpo humano, conhecida e dentro de uma faixa de va-lor desej ´avel, utilizando um terceiro eletrodo conectado `a perna do paciente. A essa t ´ecnica ´e dado o nome de driven right leg (DRL). Portanto, nos amplificadores de bi-opotenciais que utilizam tr ˆes eletrodos, a minimizac¸ ˜ao da tens ˜ao de interfer ˆencia ´e proporcionada pela reduc¸ ˜ao da tens ˜ao de modo comum AC (CARDOSO, 2010).
Um exemplo de circuito de realimentac¸ ˜ao DRL pode ser visto na Figura 15. Neste circuito, uma tens ˜ao que est ´a dentro dos limites de operac¸ ˜ao do INA ´e amostrada entre os resistores de ganho (Rg/2) e aplicada ao corpo atrav ´es dos Amp Ops A1 e A2. Este circuito ´e recomendado pelo manual do INA121 (BROWN, 1997).
De maneira geral, este trabalho consiste na captac¸ ˜ao e amplificac¸ ˜ao do potencial gerado durante a atividade card´ıaca, transmiss ˜ao, e processamento do sinal, resultando na imagem do ECG em um monitor. Na Figura 16, apresenta-se o diagrama
Figura 15: Esquem ´atico da aquisic¸ ˜ao de biopotenciais por meio de eletrodos, utilizando um amplificador de instrumentac¸ ˜ao e o circuito de realimentac¸ ˜ao DRL, imagem adaptada (BROWN, 1997).
de blocos do sistema proposto.
Figura 16: Diagrama de blocos do sistema proposto.
Para que os biopotenciais sejam captados ´e necess ´ario o uso de eletro-dos, que s ˜ao transdutores que convertem corrente i ˆonica em sinal el ´etrico. Ao serem colocados sobre a superf´ıcie corp ´orea apresentam imped ˆancias que variam com a geometria dos eletrodos e caracter´ısticas da interface (CARDOSO, 2010).
No presente trabalho, como pode ser observado na Figura 17, foram uti-lizados eletrodos de prata/cloreto de prata (Ag/AgCl), com uma espuma quadrada aderente para minimizar o deslocamento e n ˜ao contribuir para o aumento do potencial de junc¸ ˜ao (interfer ˆencia DC), e o conector utilizado ´e revestido internamente por ouro, tamb ´em com o mesmo objetivo. Os cabos utilizados para conectar os eletrodos ao
circuito s ˜ao blindados, com o potencial de refer ˆencia de 2,5 V atribuido a sua malha externa.
Figura 17: Eletrodo utilizado, explicitando seu pino de encaixe e o conector utilizado no presente trabalho.
Um diagrama simplificado do circuito desenvolvido pode ser visto na Figura 18. Neste circuito, os eletrodos s ˜ao conectados nas entradas do INA121, represen-tado pelo amplificador U5, onde os resistores Rg1e Rg2definem seu ganho e o resistor R6de 390 kΩ ´e utilizado para protec¸ ˜ao do paciente. Outros dois resistores de mesmo valor devem ser conectados antes dos eletrodos, na entrada inversora e n ˜ao inversora do INA121. O filtro passa baixas ´e formado pelo amplificador U1, o capacitor de 1 µF (C) e a resist ˆencia R1. O est ´agio de sa´ıda ´e formado pelo amplificador operacio-nal U2 e os resistores (R): R2 e R3. Fioperacio-nalmente, o circuito de realimentac¸ ˜ao DRL ´e constitu´ıdo pelos amplificadores U3 e U4 e os resistores R4, R5 e R6. Como pode ser observado, o circuito n ˜ao apresenta nenhuma etapa de filtragem em seu est ´agio de sa´ıda pois todo o processo de filtragem ´e feito de forma digital, em uma etapa de p ´os-processamento, economizando materiais e diminuindo o espac¸o da placa de circuito impresso.
Segundo seu manual, o ganho do INA121 (GIN A), pode ser calculado pela express ˜ao (KUGELSTADT, 2005):
GIN A = 1 + 50 Rg
Figura 18: Esquem ´atico do circuito desenvolvido.
Onde Rg ´e a resist ˆencia de ganho medida em kΩ. No circuito da Figura 18, este resistor ´e formado pela associac¸ ˜ao em s ´erie de Rg1 e Rg2 totalizando uma resist ˆencia de 40 kΩ. Dessa forma, o ganho do INA121 ´e de GIN A = 2, 25.
O est ´agio de sa´ıda do circuito da Figura 18 ´e formado por uma configurac¸ ˜ao n ˜ao inversora com Amp Op e, portanto, possui o ganho (GSaida) definido pela equac¸ ˜ao:
GSaida= 1 + R3
R2 (4)
O ganho deste est ´agio foi determinado de forma emp´ırica objetivando a maior excurs ˜ao do sinal de sa´ıda, o que permitiu aproveitar quase toda faixa de ex-curs ˜ao do conversor anal ´ogico-digital. Dessa forma, de acordo com os valores de resist ˆencia da Figura 18, o ganho do est ´agio de sa´ıda foi ajustado para GSaida = 921. Dessa forma, o ganho total do circuito desenvolvido ´e dado pela multiplicac¸ ˜ao dos ganhos parciais GIN A e GSaida, totalizando 2072,25 VV. Na sec¸ ˜ao 3.2.3 ser ´a descrito como foi feito o processo de amostragem do sinal card´ıaco j ´a amplificado.
3.2.2 Construc¸ ˜ao do Hardware
Ap ´os o circuito de amplificac¸ ˜ao ser desenvolvido e simulado, elaborou-se o layout da placa de circuito impresso (PCB) no software Eagle. A PCB foi prototipada e os circuitos integrados, resistores e capacitores foram soldados. A partir de ent ˜ao, iniciou-se a etapa de testes de funcionamento da placa.
A imagem do esquem ´atico desenvolvido no software Eagle pode ser vista no Anexo I deste trabalho. A Figura 19 ´e referente ao arquivo de layout da placa.
Figura 19: Layout da placa referente ao circuito desenvolvido.
Os bornes (X), podem ser vistos na Figura 19. O borne X3 foi utilizado para conectar os eletrodos na entrada do circuito anal ´ogico. Os demais bornes, X1 e X2, foram conectados `a partes estrat ´egicas do circuito, para proporcionar uma r ´apida confer ˆencia entre os valores esperados e os medidos, s ˜ao portanto, utilizados como pinos de teste. Os pinos conectores (SL), designados na Figura 19 por SL1 e SL2, s ˜ao utilizados na etapa digital do circuito. Tem-se os pinos de chip select (CS), SPI MISO, SPI CLOCK, ground ou terra (GND) e de tens ˜ao de alimentac¸ ˜ao (VCC) conectados `a eles.
Pode-se visualizar pela Figura 19, o conector do tipo jack (J), utilizado para a etapa de alimentac¸ ˜ao do circuito, designado por J1. Pode-se verificar tamb ´em o amplificador de instrumentac¸ ˜ao e o ADC, circulados em laranjado, e designados
res-pectivamente por U1 e U2.
Uma foto da placa pronta com os componentes devidamente soldados, pode ser vista na Figura 20.
Figura 20: Placa do eletrocardi ´ografo desenvolvido conectada ao RPI.
3.2.3 Interface Gr ´afica no RPI
O Raspberry Pi ´e um microcomputador, com dimens ˜oes e custo reduzi-dos, que pode se conectar `a perif ´ericos. Foi desenvolvido com objetivo de tornar-se acess´ıvel tanto no custo quanto na utilizac¸ ˜ao e possui um conjunto de pinos com finali-dades j ´a definidas, denominado general purpose input output (GPIO). Pode-se obser-var pela Figura 21 que os pinos GPIO 8, 9 e 11, com os respectivos nomes SPI CE0, SPI MISO e SPI SCLK, j ´a foram disponibilizados com o intuito de estabelecer uma comunicac¸ ˜ao SPI, Serial Peripheral Interface, que ´e o protocolo de comunicac¸ ˜ao do ADC escolhido para o projeto (RASPBERRYPI, 2015). Na Figura 21 encontram-se circu-lados os pinos que foram utiliados para a comunicac¸ ˜ao.
De acordo com o que foi previamente descrito, o ADC recebe os dados de sa´ıda da etapa de amplificac¸ ˜ao, digitaliza e transmite os dados referentes ao biopo-tencial para o RPI atrav ´es dos pinos de comunicac¸ ˜ao SPI.
O ADC escolhido para esta aplicac¸ ˜ao foi o ADS8321, que utiliza um regis-trador por aproximac¸ ˜ao sucessiva (SAR), com resoluc¸ ˜ao de 16 bits, possui entrada anal ´ogica bipolar e totalmente diferencial, opera com tens ˜ao m ´axima de 5 V e com refer ˆencia estabelecida de 2,5 V e os dados transmitidos s ˜ao no formato de
comple-Figura 21: Pinos de comunicac¸ ˜ao SPI da GPIO do RPI.
mento de dois. A entrada anal ´ogica ´e fornecida para os dois pinos de entrada, a entrada n ˜ao inversora (+In) e a entrada inversora (-In), e existem dois m ´etodos ge-rais para sua utilizac¸ ˜ao que s ˜ao denominados terminac¸ ˜ao ´unica ou diferencial. Ambas podem ser visualizadas na Figura 22, e apenas a configurac¸ ˜ao utilizada encontra-se destacada no quadrado vermelho (TEXAS, 2004).
Para a presente aplicac¸ ˜ao, a configurac¸ ˜ao de terminac¸ ˜ao ´unica foi utilizada, e consiste em manter a entrada -In em uma tens ˜ao fixa e a entrada +Inoscilando em torno da mesma tens ˜ao, com a amplitude pico-a-pico igual a duas vezes a tens ˜ao de refer ˆencia, ou seja, o valor da tens ˜ao de refer ˆencia determina o intervalo no qual a tens ˜ao comum pode variar.
Os dados de sa´ıda do ADS8321 ocorrem no formato bin ´ario de comple-mento de dois, assim como pode ser visto na Tabela 1. Como os dados transmitidos ao RPI s ˜ao neste formato, foi necess ´ario o processamento dos bits para cada byte recebido. A l ´ogica elaborada para este processamento foi baseada nos dados obtidos na Tabela 1.
O sinal de sincronismo do protocolo SPI, clock ou serial clock, ´e sempre ge-rado por um dispositivo mestre (existe apenas um mestre em SPI), que no caso deste projeto trata-se do RPI. O pino respons ´avel pela gerac¸ ˜ao deste sinal ´e o SPI SCLK e
Figura 22: M ´etodos de ligac¸ ˜ao do ADS8321, diferencial e terminac¸ ˜ao ´unica, imagem adaptada (TEXAS, 2004).
Tabela 1: Tens ˜ao de entrada e sa´ıdas digitais bin ´arias no formato de complemento de dois (TEXAS, 2004)
Descric¸ ˜ao Valor Anal ´ogico C ´odigo Bin ´ario em Complemento de Dois
Valor M ´aximo +VREF - 1 LSB 0111 1111 1111 1111 Valor M ´edio 0V 0000 0000 0000 0000 Valor M ´edio -1 LSB 0 V - 1 LSB 1111 1111 1111 1111 Valor M´ınimo - VREF 1000 0000 0000 0000
pode ser visualizado na Figura 21 (pino de n ´umero 23 ou GPIO11). Os outros pinos do protocolo s ˜ao o SPI MOSI e SPI MISO (pinos 19 e 21 respectivamente) em que apenas o ´ultimo pode ser visualizado na Figura 21. O SPI MOSI ´e o pino de sa´ıda de dados do mestre e entrada de dados no dispositivo escravo, do ingl ˆes, master out slave in (MOSI), sendo que este n ˜ao foi utilizado no projeto, visto que n ˜ao havia ne-cessidade de enviar informac¸ ˜oes para o ADC. O pino SPI MISO representa a entrada de dados para o mestre e sa´ıda de dados do escravo, master in slave out (MISO), ou seja, ´e atrav ´es desse canal que as informac¸ ˜oes amostradas pelo ADC s ˜ao enviadas para o RPI. O ADC possui um outro pino de entrada chamado de CS, ou seja, Chip Select, que ´e respons ´avel por determinar o in´ıcio de cada convers ˜ao. Detalhes sobre o funcionamento do conversor ser ˜ao discutidos mais adiante. ´E importante ressaltar que os pinos digitais do RPI e do ADC operam em n´ıveis de tens ˜ao diferentes, sendo 3,3 e 5 V, respectivamente. Apesar dessa diferenc¸a, n ˜ao ´e necess ´ario a elaborac¸ ˜ao
de um circuito para ajustar os n´ıveis de tens ˜ao quando a comunicac¸ ˜ao ´e do RPI para o ADC, pois os n´ıveis l ´ogicos de entrada e sa´ıda est ˜ao dentro dos limites toler ´aveis, como ´e o caso do SPI SCLK e CS. No entanto, quando a comunicac¸ ˜ao ´e feita do ADC para o RPI, ´e preciso projetar um divisor resistivo para diminuir a tens ˜ao de n´ıvel alto de 5 V para 3,3 V como ´e o caso do pino SPI MISO. O esquema de ligac¸ ˜ao do ADC pode ser visto no Anexo A.
No ADC, o resultado da convers ˜ao ´e enviado serialmente pelo pino de sa´ıda digital (DOUT), que ´e conectado ao pino de entrada SPI MISO do RPI atrav ´es de um divisor resistivo, conforme descrito anteriormente. O processo de convers ˜ao e comunicac¸ ˜ao serial do ADS8321 se inicia com uma borda de descida no pino CS. Ap ´os isto, os primeiros 4,5 a 5 per´ıodos de clock s ˜ao utilizados para a amostragem do sinal de entrada. Ap ´os a quinta borda de descida do clock, DOUT ´e habilitado e, para os pr ´oximos 16 per´ıodos de clock, ir ´a imprimir o resultado da convers ˜ao, sendo que o bit mais significativo (MSB) ´e apresentado no in´ıcio.
Durante a comunicac¸ ˜ao, ap ´os o bit menos significativo (b0) ter sido enviado, os clocks subsequentes ir ˜ao repetir os dados de sa´ıda, mas em um formato de bit menos significativo primeiro. Ap ´os o bit mais significativo (b15) ser repetido, os clocks subsequentes n ˜ao ter ˜ao nenhum efeito no conversor. Uma nova convers ˜ao ´e iniciada apenas quando CS ´e comutado novamente para n´ıvel l ´ogico baixo. Pode-se verificar na Figura 23 o diagrama de temporizac¸ ˜ao do ADS8321 (TEXAS, 2004).
Figura 23: Diagrama de temporizac¸ ˜ao do ADS8321 (TEXAS, 2004).
A aplicac¸ ˜ao desenvolvida no RPI para a interface gr ´afica, do ingl ˆes, Graphi-cal User Interface, (GUI) e para o processamento dos dados foi escrita na linguagem de programac¸ ˜ao Python. Esta linguagem foi escolhida por ser de prop ´osito geral, mul-tiparadigma, com suporte `a programac¸ ˜ao orientada a objetos, dinamicamente tipada
(n ˜ao h ´a necessidade de declarac¸ ˜ao de vari ´aveis) e com gerenciamento autom ´atico de mem ´oria. Dentre as caracter´ısticas do Python destacam-se a legibilidade do c ´odigo, disponibilidade de v ´arias bibliotecas j ´a implementadas, a qualidade do software, a por-tabilidade do programa e integrac¸ ˜ao de componentes. Programas em Python podem ser executados na maioria das plataformas de uso comum, incluindo UNIX, Linux, Windows (LUTZ, 2014).
Neste trabalho, utilizou-se o sistema operacional Raspbian na plataforma embarcada, que ´e uma distribuic¸ ˜ao baseada em Linux Debian para RPI. Desta ma-neira, o projeto da GUI em Python tornou-se vantajoso, visto que, j ´a existem biblio-tecas pr ´oprias para a construc¸ ˜ao de interfaces interativas com o usu ´ario por meio de gr ´aficos e bot ˜oes, por exemplo. Para o desenvolvimento da interface, optou-se pela utilizac¸ ˜ao dos m ´odulos Tkinter e Matplotlib.
Tkinter ´e uma biblioteca de construc¸ ˜ao de GUI para Python que prov ˆe uma interface baseada em orientac¸ ˜ao a objetos para a biblioteca Tk e implementa visual nativo GUI em Linux, Windows e Mac OS. ´E port ´avel, simples de usar, bem documen-tada e vastamente utilizada. Esse m ´odulo ainda fornece alguns controles, denomina-dos widgets, como por exemplo bot ˜oes, caixas de texto usadenomina-dos em aplicac¸ ˜oes gr ´aficas (LUTZ, 2014).
Matplotlib ´e uma biblioteca de gr ´aficos que produz figuras em v ´arios forma-tos impressos e ambientes interativos em todas as plataformas. Esta biblioteca pode ser utilizada em scripts Python e possui seis kits de ferramentas de interface gr ´afica do usu ´ario (MATPLOTLIB, 2009). Uma imagem da interface gr ´afica desenvolvida pode ser vista na Figura 24.
Devido ao Raspbian n ˜ao ser um sistema de tempo real, ao utilizar um c ´odigo serial com ampla utilizac¸ ˜ao de recursos (m ´odulos para comunicac¸ ˜ao SPI, in-terface gr ´afica e processamento de dados) o programa n ˜ao conseguiu gerenciar os pulsos de clock e CS adequadamente e a GUI n ˜ao atualizava os dados no gr ´afico com frequ ˆencia constante, por isso, optou-se por um c ´odigo paralelo. Observou-se que o c ´odigo anterior apresentava duas partes principais distintas, a aquisic¸ ˜ao dos dados via protocolo de comunicac¸ ˜ao SPI e gerenciamento da GUI. Pelo fato do c ´odigo poder ser dividido em duas partes com finalidades distintas e pelo fato do RPI possuir quatro n ´ucleos de processamento, o c ´odigo p ˆode ser fracionado em dois processos principais, e para isso utilizou-se a biblioteca Mpi4py, que ´e a biblioteca Message
Pas-Figura 24: Interface gr ´afica desenvolvida.
sing Interface (MPI), desenvolvida para Python (PALACH, 2014).
Utilizou-se tamb ´em o programa nice, encontrado no Linux, Unix e deriva-dos, que invoca um utilit ´ario com uma prioridade particular, dando mais tempo de processamento para este processo do que para outros. A escala de prioridade vai de 20 a -20 e, quanto menor, menor a “gentileza” em doar processamento aos de-mais processos. Para utilizar o programa nice, ´e necess ´aria a permiss ˜ao de super usu ´ario, dada pelo comando sudo. Para executar o script em Python utilizou-se o ar-gumento -15 para o programa nice. Para executar o programa utilizando a biblioteca MPI, pode-se usar o comando mpiexec e deve-se passar como argumento o n ´umero de processos a serem executados.
Dessa forma, para executar o programa do eletrocardi ´ografo em Python atrav ´es do terminal do Raspbian, doando menos processamento aos demais proces-sos e em dois n ´ucleos paralelamente, foi utilizado um comando an ´alogo ao mostrado no Quadro 1:
1 sudo nice -n -15 mpiexec -np 2 python ECG paralelo.py
Quadro 1: Comando utilizado para a execuc¸ ˜ao do c ´odigo atrav ´es do terminal.
A biblioteca MPI ´e uma biblioteca de “passagem de mensagens”, padroni-zada e port ´atil. Foi projetada para funcionar em ambientes de mem ´oria distribu´ıda em computac¸ ˜ao paralela. Normalmente esta biblioteca ´e utilizada para troca de mensa-gens entre cada processo em computadores distintos, por meio de func¸ ˜oes da pr ´opria biblioteca, que possui aproximadamente 125 func¸ ˜oes tanto para programac¸ ˜ao quanto para an ´alise de desempenho (CENAPAD, 2012). Entretanto, neste trabalho, a troca de mensagens ocorreu entre dois processos em dois n ´ucleos distintos do RPI, aumen-tando a performance do programa.
Quando utiliza-se desta estrat ´egia de programac¸ ˜ao, uma parte comum do c ´odigo ´e executado em ambos os n ´ucleos, e estes s ˜ao gerenciados por um cator, que ´e uma func¸ ˜ao da biblioteca MPI. Pelo fato de estarem no mesmo communi-cator, h ´a troca de informac¸ ˜ao entre ambos, de acordo com a Figura 25.
Haver ´a distinc¸ ˜ao das tarefas executadas apenas quando, em cada n ´ucleo, for atingido o trecho do c ´odigo referente a func¸ ˜ao rank, tamb ´em da biblioteca MPI, como pode-se observar na Figura 25. Quando o rank tiver valor igual a 0, executar ´a a GUI, e quando tiver valor 1, executar ´a o processamento dos dados.
Figura 25: Representac¸ ˜ao da execuc¸ ˜ao do c ´odigo paralelo e da comunicac¸ ˜ao entre n ´ucleos em um mesmo communicator.
Durante a execuc¸ ˜ao do programa, notou-se a necessidade de sincronizac¸ ˜ao entre os processos, visto que, quando a interface gr ´afica estava inativa (pausada), o processo de aquisic¸ ˜ao dos dados continuava armazenando amostras, de maneira desnecess ´aria. Quando a interface gr ´afica era ativada novamente, o gr ´afico era atu-alizado mais rapidamente por j ´a ter as amostras previamente armazenadas, e este fato era indesej ´avel. Para solucionar este problema, utilizou-se o recurso barrier para sincronismo dos processos.
O recurso barrier do m ´odulo MPI, tem por finalidade a sincronizac¸ ˜ao de todos os processos de um grupo, ou seja, todos os processos dentro do communicator. Durante a execuc¸ ˜ao de um processo, ao chegar `a rotina barrier, o processo p ´ara de executar at ´e que todos os processos do mesmo grupo tamb ´em executem um barrier (CENAPAD, 2012). Pode-se visualizar na Figura 26 a sincronizac¸ ˜ao dos processos executados em n ´ucleos distintos.
Figura 26: Representac¸ ˜ao da sincronizac¸ ˜ao das rotinas desnvolvidas.
Utilizando a estrat ´egia de programac¸ ˜ao paralela e dando mais prioridade `a execuc¸ ˜ao do c ´odigo, houve uma melhora significativa do sinal enviado do RPI para o ADC, entretanto, o sinal de habilitac¸ ˜ao e desabilitac¸ ˜ao da comunicac¸ ˜ao, CS, ainda apresentava jitter. Como consequ ˆencia disto, a frequ ˆencia de amostragem
configu-rada via software n ˜ao era constante e, portanto, n ˜ao foi poss´ıvel atingir as frequ ˆencias de amostragem desejadas, principalmente para as frequ ˆencias configuradas para va-lores a partir de 100 Hz.
O algor´ıtmo implementado para a interface gr ´afica e processamento dos dados encontra-se dispon´ıvel no anexo B deste trabalho e a Figura 27 representa o fluxograma do mesmo.
Figura 27: Fluxograma do c ´odigo desenvolvido.
3.2.4 Aquisic¸ ˜ao de Dados
Existe a possibilidade de, durante o processo de aquisic¸ ˜ao de dados, me-lhorar as condic¸ ˜oes de captac¸ ˜ao do biopotencial. Portanto, na etapa de captac¸ ˜ao de
sinal card´ıaco ´e poss´ıvel reduzir o potencial de junc¸ ˜ao entre eletrodo e pele, limpando o local onde os eletrodos ser ˜ao conectados, posteriormente passando uma soluc¸ ˜ao condutora e s ´o ent ˜ao conectando os eletrodos ao corpo. Outro aspecto importante a ser mencionado ´e que os testes devem ser feitos em repouso para que n ˜ao ocorra uma interfer ˆencia significativa dos biopotenciais musculares, durante o registro do ECG.
No presente trabalho, os eletrodos foram conectados de acordo com a derivac¸ ˜ao DI, previamente citada. Mas, vale ressaltar que, com o circuito desenvol-vido existe a possibilidade de registro de seis, de um total de doze derivac¸ ˜oes, desde que sejam adquiridas em um canal por vez.
As amostras foram coletadas em diferentes frequ ˆencias de amostragem (fs), objetivando verificar empiricamente qual valor de fs apresentava a menor de-manda de esforc¸o computacional e, ao mesmo tempo, melhor representava o sinal. Ap ´os os eletrodos estarem devidamente conectados, a frequ ˆencia de amostragem desejada foi configurada no software desenvolvido, e somente ap ´os isto iniciou-se o registro.
O tempo de registro variou de acordo com o valor configurado para a fre-qu ˆencia de amostragem. Como trabalhou-se com o registro do ECG nas frefre-qu ˆencias de amostragem de 30, 60, 100, 200 e 500 Hz, para 10 mil amostras, os tempos de re-gistro variaram, aproximadamente, entre 20 segundos e 6 minutos. Os dados obtidos foram salvos via software para posterior processamento e an ´alise.
Outro aspecto interessante ´e que, utilizando dois eletrodos pr ´oximos um do outro e posicionando-os sobre um m ´usculo do brac¸o, verificou-se que o circuito ´e ca-paz de captar o potencial el ´etrico referente a contrac¸ ˜ao e relaxamento do mesmo. Por-tanto, o circuito anal ´ogico desenvolvido pode, de fato, ser empregado em aplicac¸ ˜oes de captac¸ ˜ao de biopotenciais card´ıacos e musculares.
3.2.5 Metodologia de An ´alise de Dados
Como citado anteriormente, os dados obtidos s ˜ao referentes a derivac¸ ˜ao DI, amostrados em diferentes frequ ˆencias, sendo estas: 30, 60, 100, 200 e 500 Hz, e para cada frequ ˆencia, foram armazenados pacotes de dados contendo 10 mil amos-tras. Estes pacotes de dados foram processados utilizando um c ´odigo elaborado no software GNU Octave, que ´e apresentado no Anexo C deste trabalho. O algor´ıtmo consiste na importac¸ ˜ao dos dados e a sua atribuic¸ ˜ao a um vetor no Octave, obtenc¸ ˜ao
de um filtro butterworth empregando func¸ ˜oes j ´a implementadas, filtragem do sinal ar-mazenado no vetor com frequ ˆencias de corte inferior e superior, respectivamente, de 0,5 e 35 Hz (PEREIRA, 2008), e obtenc¸ ˜ao do espectro de acordo com a transformada r ´apida de Fourier (FFT), para os sinais antes e depois de filtrados.
Estes dados, ap ´os filtrados, foram comparados com o sinal caracter´ıstico de um ECG dado pela derivac¸ ˜ao DI, comparou-se o espectro em frequ ˆencia antes e ap ´os a filtragem dos dados e tamb ´em, apresentou-se os dados para profissionais da ´area de sa ´ude para verificar sua concord ˆancia com o sinal card´ıaco real, visto por meio de eletrocardi ´ografos comerciais.
4 RESULTADOS OBTIDOS
No presente cap´ıtulo s ˜ao apresentados os resultados obtidos neste projeto. Ser ˜ao mostrados tanto os gr ´aficos obtidos a partir de entradas simuladas com sinais referentes a ondas quadrada, senoidal e pulso, para fs = 390 Hz, quanto os sinais card´ıacos amostrados com os valores de fs sendo 100, 191 e 390 Hz.
A seguir s ˜ao apresentados os resultados obtidos ao testar a intrface gr ´afica e o circuito de amplificac¸ ˜ao. Nas Figuras 28, 29 e 30, pode-se observar o resultado obtido ao conectar um sinal simulado `a entrada do circuito do ECG, oriundo do gerador de sinais, com frequ ˆencia de 5 Hz, fs = 390 Hz, com as formas de onda sendo, respectivamente: um pulso, uma onda quadrada e uma onda senoidal.
Figura 28: Gr ´afico obtido com o sinal de entrada do ECG sendo um pulso.
A partir destas imagens, pode-se verificar que o circuito do ECG est ´a trans-mitindo coerentemente o sinal captado. Particularmente, na Figura 29, percebe-se que o filtro formado pelo resistor R1, capacitor C e Amp Op U1, visto anteriormente na Figura 18, est ´a filtrando a onda quadrada como esperado.
Figura 29: Gr ´afico obtido com o sinal de entrada do ECG sendo uma onda quadrada.
Figura 30: Gr ´afico obtido com o sinal de entrada do ECG sendo uma onda senoidal. Na Figura 31, pode-se observar um exemplo de ECG obtido a partir do circuito anal ´ogico, mostrado pela GUI desenvolvida. ´E n´ıtido que ainda h ´a ru´ıdo ex-cessivo e que ´e necess ´ario que este sinal seja filtrado adequadamente. Devido ao
fato do Raspbian n ˜ao ser um sistema em tempo real, mesmo paralelizando o c ´odigo e aumentando a prioridade da sua execuc¸ ˜ao, o sistema operacional n ˜ao ´e capaz de habilitar e desabilitar a comunicac¸ ˜ao com a frequ ˆencia desejada, e este ´e um dos fa-tores que contribui para o ru´ıdo visto na Figura 31. Outro fator que contribuiu para que o sinal ficasse ruidoso foi o fato das imped ˆancias de junc¸ ˜ao Ze1 e Ze2 dificilmente apresentarem o mesmo valor, fazendo com que a tens ˜ao de modo comum, VCM, pro-duzisse diferentes correntes em ambas, provocando diferentes quedas de tens ˜oes e, isso faz com que uma parcela de VCM seja interpretada pelo circuito de captac¸ ˜ao como uma tens ˜ao diferencial. Entretanto, as etapas de rejeic¸ ˜ao da interfer ˆencia AC e DC foram contempladas, pois, caso contr ´ario, o sinal n ˜ao seria condizente, mesmo que ruidoso, com o sinal card´ıaco.
Figura 31: Sinal card´ıaco adquirido utilizando o ECG desenvolvido.
A respeito da interface gr ´afica, pode-se verificar que a mesma funcionou como esperado. A etapa de filtragem foi realizada posteriormente atrav ´es do software Octave, que ´e open source. Neste aplicativo foi desenvolvido um script, que consiste basicamente em determinar os coeficientes de um filtro do tipo butterworth de ter-ceira ordem e, somente ent ˜ao, realizar a filtragem dos dados. Os dados utilizados foram amostrados com o software desenvolvido em Python e salvos em um arquivo compat´ıvel com o Octave.
Foram feitos testes com o eletrocardi ´ografo configurando frequ ˆencias de amostragem em 30 Hz e 60 Hz, entretanto, a frequ ˆencia de Nyquist (fN) acontece em 15 Hz e 30 Hz, respectivamente, e, de acordo com o Teorema da Amostragem fs ≥ 2fN. Isso implica na ocorr ˆencia do fen ˆomeno de aliasing, ou seja, ocorre uma sobreposic¸ ˜ao de sinais, que resulta em um gr ´afico incoerente. Isso acontece porque as frequ ˆencias acima do limite estabelecido por fN, presentes no sinal, ser ˜ao combi-nadas com quaisquer informac¸ ˜oes dentro do intervalo de 0 at ´e fN (OPENHEIM, 2010). Portanto, as frequ ˆencias de amostragem em 30 e 60 Hz n ˜ao s ˜ao suficientes para re-presentar o sinal.
A Figura 32 ´e referente ao pacote de dados amostrado com frequ ˆencia de 100 Hz, onde na parte superior tem-se os dados captados antes do filtro e na parte inferior tem-se o gr ´afico do ECG ap ´os o filtro.
Figura 32: Sinal card´ıaco adquirido com frequ ˆencia de amostragem de 100 Hz, antes e ap ´os o filtro.
Nesta figura, j ´a pode-se visualizar que ap ´os o filtro houve uma reduc¸ ˜ao significativa no ru´ıdo presente no sinal, e ´e poss´ıvel verificar uma onda mais parecida com a do sinal caracter´ıstico do ECG.
Submeteu-se o pacote de dados ao filtro elaborado no Octave e obteve-se o resultado mostrado na Figura 33 para a frequ ˆencia de amostragem de 191 Hz e na
Figura 34 para a frequ ˆencia de 390 Hz. Na parte superior de ambas imagens pode-se verificar o sinal card´ıaco antes do filtro e na parte inferior ap ´os o filtro.
Figura 33: Gr ´afico referente ao sinal card´ıaco para frequ ˆencia de amostragem de 191 Hz, antes e ap ´os o filtro.
Nas tr ˆes figuras apresentadas, 32, 33 e 34, pode-se verificar as ondas P e T e o complexo QRS. Entretanto, as Figuras 33 e 34 apresentam uma melhoria em relac¸ ˜ao a Figura 32, devido ao n´ıvel de ru´ıdo.
O pacote de dados amostrado com fs = 390Hz foi o que melhor represen-tou o sinal card´ıaco, mesmo quando comparado com o pacote de dados amostrado com fs = 191Hz. Pode-se verificar este fato ao comparar as Figuras 33 e 34, pois, a onda T na ´ultima figura tem in´ıcio e fim mais definidos do que na Figura 33, referente a fs = 191Hz.
A Figura 35 ´e referente ao pacote de dados amostrado com frequ ˆencia de 390 Hz, na parte superior tem-se o espectro dos dados captados antes do filtro e na parte inferior o gr ´afico do ECG ap ´os o filtro. Pode-se verificar a reduc¸ ˜ao do n´ıvel de ru´ıdo de 0,045 para 0,005 V.
Mesmo com CS n ˜ao tendo um per´ıodo constante, p ˆode-se verificar que houve a reduc¸ ˜ao do ru´ıdo nas faixas filtradas, resultando em um sinal mais conexo
Figura 34: Gr ´afico referente ao sinal card´ıaco para frequ ˆencia de amostragem de 390 Hz, antes e ap ´os o filtro.
Figura 35: Espectro referente ao sinal card´ıaco para frequ ˆencia de amostragem de 390 Hz, antes e ap ´os o filtro.
ap ´os a etapa de filtragem, ou seja, o desempenho do filtro ´e bem n´ıtido, mas ainda n ˜ao ´e o ideal.
Os resultados acima apresentados foram mostrados para profissionais da ´area de sa ´ude. Foi un ˆanime que, devido ao ru´ıdo, ao fato do ECG n ˜ao ter sido apre-sentado no formato de representac¸ ˜ao padr ˜ao (que ´e em papel milimetrado a cada 10 mm equivale a amplitude de 1 mV e a cada 25 mm equivale a 1 segundo (SRIVASTAVA, 2014)), e tamb ´em por apresentar apenas uma derivac¸ ˜ao, o diagn ´ostico ´e significati-vamente mais dif´ıcil e ficaria incompleto. Entretanto, p ˆode-se visualizar as ondas P e T e o complexo QRS e a frequ ˆencia card´ıaca p ˆode ser obtida pelo gr ´afico, mas pelo fato da frequ ˆencia de amostragem n ˜ao ser constante, a confiabilidade desses dados ´e prejudicada.
5 CONCLUS ˜AO
No presente trabalho foram abordados os aspectos construtivos de um ECG, com o intuito de que o circuito captasse e enviasse os sinais obtidos ao RPI e que este mostrasse os sinais oriundos da atividade el ´etrica card´ıaca de maneira condizente com a realidade em um monitor e que apresentasse baixo custo.
Assim, o projeto e desenvolvimento do circuito anal ´ogico do eletrocardi ´o-grafo ´e respons ´avel pela captac¸ ˜ao, por meio de eletrodos e cabos blindados; ampli-ficac¸ ˜ao do sinal card´ıaco, por meio do INA121; est ´agio de ganho ap ´os a sa´ıda do INA121 para ter um ganho total maior do que o sinal original (aproximadamente, de mil a duas mil vezes maior); filtragem do sinal el ´etrico card´ıaco, por meio de uma realimentac¸ ˜ao feita da sa´ıda do INA para o seu terminal de refer ˆencia e por meio do circuito do DRL. Mesmo com todas estas estrat ´egias para que o sinal fosse mais n´ıtido, ainda se verificou que havia ru´ıdo consider ´avel, com espectro dado pela FFT na faixa de 60 Hz e 0,5 Hz . Ap ´os o filtro passa-faixa de terceira ordem (com frequ ˆencias de corte inferior e superior, respectivamente, de 0,5 e 35 Hz), desenvolvido no Octave obteve-se como resultado um ECG similar ao ECG caracter´ıstico, mas ainda com a necessidade de ser aprimorado.
Para a comunicac¸ ˜ao entre o circuito anal ´ogico e o RPI, foi feito um cir-cuito de amostragem que incluiu um conversor anal ´ogico para digital, ADS8321. A comunicac¸ ˜ao entre o ADC e o RPI, foi cr´ıtica devido a diferenc¸a no n´ıvel de tens ˜ao e a variac¸ ˜ao da taxa de amostragem devido ao sinal de CS apresentar um n´ıvel con-sider ´avel de jitter que o RPI gerava. Devido a isso, implementou-se no c ´odigo uma estrat ´egia de programac¸ ˜ao paralela, para usufruir de maior processamento dispon´ıvel pelo RPI. Como consequ ˆencia, o clock e o sinal CS tornaram-se mais constantes, assim, obteve-se uma frequ ˆencia mais pr ´oxima da desejada, mas ainda assim houve preju´ızo a qualidade do sinal do ECG mostrado na GUI. Portanto, evidencia-se que o sistema operacional do RPI n ˜ao ´e eficaz para aplicac¸ ˜oes em tempo real, como por exemplo, tarefas em que h ´a necessidade de precis ˜ao na sincronizac¸ ˜ao, ou seja, em trabalhos em que ´e indispens ´avel manter uma frequ ˆencia de amostragem constante. Outro fator que comprometeu a nitidez do sinal card´ıaco mostrado em tempo real na
interface gr ´afica foi que, devido as imped ˆancias de junc¸ ˜ao Ze1e Ze2 n ˜ao apresentarem o mesmo valor, correntes com valores diferentes passam por elas o que gera diferen-tes quedas de tens ˜oes, e isso faz com que uma parcela de VCM seja interpretada pelo INA121 como tens ˜ao diferencial, assim como o sinal card´ıaco.
Mesmo ainda n ˜ao atingindo o n´ıvel desejado para a frequ ˆencia de amostra-gem e tendo uma parcela de VCM sendo captada e amplificada junto ao sinal card´ıaco, foi poss´ıvel reconhecer os padr ˜oes visualizados na interface e os sinais obtidos ap ´os o filtro como sinais card´ıacos.
O prot ´otipo desenvolvido ´e capaz de captar a atividade el ´etrica do corac¸ ˜ao quando conectado de acordo com seis dentre as doze derivac¸ ˜oes existentes citadas anteriormente e, utiliza apenas um canal para aquisic¸ ˜ao de dados, ou seja, apenas uma derivac¸ ˜ao por vez. No caso deste trabalho a derivac¸ ˜ao utilizada foi a DI, que ´e a diferenc¸a de potencial entre brac¸o esquerdo e direito, como citado no referencial do presente trabalho.
O objetivo referente ao custo total do projeto tamb ´em foi alcanc¸ado, ficando em torno de R$400,00, j ´a incluindo o Raspberry Pi B+. Mesmo com as alterac¸ ˜oes ne-cess ´arias para melhorar a qualidade do sinal mostrado na GUI e demais adaptac¸ ˜oes, estima-se que o custo total n ˜ao ultrapasse R$1000,00, mantendo ainda um custo in-ferior ao valor comercial dos eletrocardi ´ografos.
Isto posto, pode-se concluir que o trabalho desenvolvido atendeu aos obje-tivos propostos, e que ainda pode ser explorado e aprimorado em projetos futuros.
5.1 PROJETOS FUTUROS
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E importante ressaltar que para a an ´alise mais completa e confi ´avel de um paciente, s ˜ao necess ´arias mais derivac¸ ˜oes, portanto, prop ˜oe-se que em trabalhos futuros, os sinais oriundos da captac¸ ˜ao, de acordo com outras derivac¸ ˜oes, tamb ´em sejam adquiridos e analisados e que se desenvolva um circuito que contemple n ˜ao apenas seis, mas sim os doze canais, e que consiga mostrar em tempo real, em uma tela, mais do que um canal por vez. Outra proposta para projetos futuros ´e tornar este prot ´otipo em um produto, adequando-o as normas vigentes para produtos cl´ınicos e hospitalares e, tamb ´em, ajustar a sua representac¸ ˜ao para o mesmo padr ˜ao que os profissionais da ´area est ˜ao acostumados a utilizar.
