Universidade Federal do CearáCentro de TecnologiaDepartamento de Engenharia de TeleinformáticaPrograma de Pós-Graduação em Engenharia de Teleinformática

Eletrocardiógrafo Portátil Com UmaDerivação E Comunicação BluetoothLuiz Alves de Lima Neto

Fortaleza Ceará2010

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Universidade Federal do CearáCentro de TecnologiaDepartamento de Engenharia de TeleinformáticaPrograma de Pós-Graduação em Engenharia de TeleinformáticaDissertação de MestradoLuiz Alves de Lima NetoEletrocardiógrafo Portátil Com UmaDerivação E Comunicação BluetoothOrientador:Prof. Dr. Paulo César CortezCo-orientadorProf. Dr. Helano de Sousa CastroDissertação de Mestrado apresentadaà Coordenação do Curso dePós-graduação em Engenharia deTeleinformática da UniversidadeFederal do Ceará, como partedos requisitos para obtenção dograu de Mestre em Engenharia deTeleinformática.Fortaleza Ceará2010

Luiz Alves de Lima NetoEletrocardiógrafo Portátil Com Uma Derivação E ComunicaçãoBluetoothEsta Tese foi julgada adequada para a obtenção dos créditos da disciplinaQualicação de Doutorado II e aprovada em sua forma nal pelo programa de PósGraduação em Engenharia de Teleinformática da Universidade Federal do Ceará.Luiz Alves de Lima NetoBanca Examinadora: Prof. Dr. Paulo César CortezOrientador

Fortaleza, 9 de setembro de 2010

ResumoAs doenças cardiovasculares representam um dos maiores problemas de saúdeao redor do mundo causando diversas mortes todos os dias. Desta forma, crescesubstancialmente o interesse de especialistas e a quantidade de pesquisas nessaárea. Na busca da redução das taxas de mortalidade por doenças cardiovasculares,torna-se de grande valia a detecção precoce de alterações no ritmo cardíaco.O governo federal criou o Programa de Saúde da Família com o intuito dedifundir o acompanhamento dos prossionais da área da saúde em localidadesdistantes dos centros urbanos. O programa tem encontrado diculdade em contarcom prossionais experientes, principalmente pela falta de interesse destes emdeslocarem-se para regiões mais distantes, como o interior de alguns estados doNorte e Nordeste brasileiros. Objetiva-se através do presente trabalho desenvolverum protótipo de um eletrocardiógrafo capaz de ser manipulado não somente porespecialistas, mas também por outros prossionais, como enfermeiros e agentes desaúde, e de enviar os dados coletados para centros de excelência, onde especialistaspoderão analisar e diagnosticar eventuais patologias, remotamente. Para tal, éproposto um hardware capaz de realizar a aquisição de uma derivação a taxas deamostragem conguráveis que variam de 250Hz a 1kHz e resolução de 10 ou 12 bits,ltragem em hardware, processamento e envio dos exames, através de uma interfaceBluetooth, para um celular. Este, por sua vez, enviará os exames para uma central,localizada em um hospital, através de sua interface GPRS ou 3G integrada.Palavras-chave: aplicações móveis em saúde, biopotenciais, bluetooth,eletrocardiógrafo, eletrocardiograma (ECG), instrumentação médica.

AbstractCardiovascular diseases are one of the biggest health problems around theworld causing a lot of deaths every day. Therefore the interest of specialistsand the number of related researches increases substantially. Aiming to reducecardiovascular disease mortality rates, premature diagnoses of heart rate alterationbecomes fundamental. Brazil's federal government creates the Family HealthProgram which intends to take medical assistance to families who lives far fromurban centers. However it is very hard to the program to hire specialized peoplesince these professionals are not interested in moving to small towns far frombiggest cities, especially in Brazilian's North and Northeast. Thus this workintends to develop an electrocardiograph prototype designed for an easy use byspecialists, nurses and health agents, and capable of providing collected data tospecialized centers where specialists are able to analyze and diagnose potentialpathologies, remotely. The hardware prototype is capable of measuring onederivation biopotential signal at a congurable sampling rate from 250Hz to 1KHzand at 10 or 12-bit resolution and communicates via Bluetooth with a mobilephone. An application embedded in the mobile phone allows the user to send theexams to a hospital through its built-in GPRS or 3G interface.Keywords: biopotentials, bluetooth, electrocardiogram (ECG),electrocardiograph, medical instrumentation, mobile applications in health.

Dedico este trabalho a Deus, aos meus pais Luiz e Eliane, aos meus irmãos Rafael eMateus e a minha noiva Renata, pelo incentivo e apoio incondicional. Ao meu avôJoaquim Batista Lima (in memoriam), que ensinou-me que a educação é umaherança que o tempo não destrói.

AgradecimentosA Deus, sem o qual nada é possível;Ao meu Orientador Prof. Dr. Paulo César Cortez, exemplo de dedicação à vidaacadêmica, pela conança depositada, paciência e orientação;Ao meu Co-Orientador Prof. Dr. Helano de Sousa Castro, por sempre acreditarem mim, auxiliando-me na conquista do primeiro emprego;Aos meus pais Luiz e Eliane, que nunca mediram esforços para que eu tivesseacesso a uma educação de qualidade, fosse dentro ou fora de casa;Aos meus avós, que zeram o mesmo pelos meus pais;Aos meus irmãos: Rafael e Mateus, pelo apoio, incentivo e paciência;Aos meus tios, primos e demais familiares, que sempre torceram pelo meu sucesso;Aos meus sogros, sempre rezando por mim, pedindo a Deus proteção e serenidade;Aos amigos Adão Justo, Alex Vasconcellos, Cincinato Furtado, David Mota,Edmilson Moreira, Edvaldo Junior, Eriko Werbert, Fábio Araújo, Jarbas Silveira,João Alexandre, João Paulo, Karinne Carvalho, Karinne Saraiva, Marcelo Lima,Marcelo Sousa, Marcos Aurélio, Marcus Rodrigues, Pedro Marcelino, RaphaelAmorim e Rômulo Costa, que em vários momentos, alguns cruciais, contribuírampara a conclusão deste trabalho;A todos os amigos do Instituto Atlântico e do LATIN/LESC, que sempreestiveram dispostos a ajudar no que fosse preciso;Aos professores e funcionários do Departamento de Engenharia deTeleinformática;À Dra. Maria de Jesus, sempre disposta a responder minhas dúvidas sobrecardiologia e ao serviço de Cardiologia do Hospital Universitário Walter Cantídio daUniversidade Federal do Ceará;Em especial, a minha noiva Renata, pela atenção, carinho e apoio incondicional.

Não tentes ser bem sucedido, tenta antes ser um homem de valor.Albert Einsten

SumárioLista de Figuras ixLista de Tabelas xiiLista de Siglas xiii1 Introdução 11.1 Motivação . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 31.2 Objetivos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51.3 Organização da dissertação . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 61.4 Produção Cientíca . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 62 Princípios de Eletrocardiograa 82.1 Fisiologia do Coração . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 82.2 Os Biopotenciais Cardíacos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 112.2.1 Potenciais de Ação . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 122.2.2 Regiões de Platô . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 132.2.3 Condução do Impulso: sistema de Purkinje . . . . . . . . . . . 142.3 O Ciclo Cardíaco . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 162.4 O Eletrocardiograma . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 162.5 Registro Eletrocardiográco . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 172.6 As Derivações . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 182.7 Amplicadores de Biopotenciais e Desaos de Medição . . . . . . . . 212.7.1 Ganho . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 222.7.2 Resposta em freqüência . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 232.7.3 Rejeição em modo comum . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 232.7.4 Ruído e Drift . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 272.7.5 Recuperação . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 282.7.6 Impedância de Entrada . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 282.8 Interface Eletrodo-Tecido . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 292.9 Conclusão do capítulo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 31

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3 Arquiteturas de Eletrocardiógrafos: revisão da literatura 323.1 Eletrocardiógrafo: visão geral . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 323.1.1 Eletrodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 323.1.2 Circuitos de proteção . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 333.1.3 Seletor de derivação . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 343.1.4 Sinal de Calibração . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 353.1.5 Pré-amplicador . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 353.1.6 Circuito de Isolação . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 363.1.7 Driver da Perna Direita . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 363.1.8 Amplicador . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 363.1.9 Memória . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 373.1.10 Processador . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 373.2 Arquiteturas propostas na literatura . . . . . . . . . . . . . . . . . . 373.2.1 Circuitos de Proteção . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 373.2.2 Acoplamento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 393.2.3 Amplicadores de Instrumentação . . . . . . . . . . . . . . . . 413.2.4 Amplicadores . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 453.2.5 Filtro Notch . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 473.2.6 Conversão Analógica-Digital . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 503.3 Conclusão do Capítulo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 514 Metodologia de Desenvolvimento 524.1 Descrição do Hardware dos Protótipos . . . . . . . . . . . . . . . . . 524.1.1 Aquisição . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 544.1.2 Circuito de Proteção . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 564.1.3 Amplicação do Biopotencial . . . . . . . . . . . . . . . . . . 564.1.4 Filtro Notch de 60Hz . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 594.1.5 Driver da Perna Direita . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 604.1.6 Conversão Analógico-Digital . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 614.1.7 CPU . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 614.1.8 Comunicação . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 624.2 Descrição do Firmware . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 624.3 Descrição do Software . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 654.3.1 Congurar taxa de amostragem . . . . . . . . . . . . . . . . . 664.3.2 Realizar Exame . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 674.3.3 Visualizar Exame . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 684.3.4 Salvar e transmitir Exame . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 684.3.5 Cadastrar e buscar paciente . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 704.3.6 Conclusão do Capítulo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 715 Resultados, contribuições, conclusões e trabalhos futuros 725.1 Resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 725.2 Contribuições . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 765.3 Conclusões . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 775.4 Trabalhos futuros . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 78vii

Apêndice Apêndice 79Apêndice A Diagramas Elétricos 79Apêndice B Layout 84Referências Bibliográcas 91

viii

Lista de Figuras1.1 distribuição percentual das causas de morte no mundo em 2005 (OMS,2008). . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 12.1 componentes funcionais do coração. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 92.2 músculo cardíaco, mostrando a disposição em treliça de suas bras(GUYTON; HALL, 2006). . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 102.3 representação da atividade elétrica de várias regiões do coração(WEBSTER, 1998). . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 112.4 região de platô gerada pela propagação do potencial de ação emcélulas cardíacas. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 142.5 distribuição das bras que formam o sistema de Purkinje. . . . . . . . 152.6 principais componentes de uma ECG típico. . . . . . . . . . . . . . . 172.7 papel de registro eletrocardiográco e tipos de calibração. . . . . . . . 182.8 derivações Precordiais. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 192.9 triângulo de Einthoven. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 202.10 esquema de potenciais absolutos. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 212.11 convenção de derivações. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 222.12 acoplamento eletromagnético entre a rede elétrica e o ambiente deaquisição de biopotenciais. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 242.13 modelagem simples do acoplamento capacitivo entre campo elétrico,produzido pela rede elétrica, e um eletrocardiógrafo (WEBSTER, 1998). 242.14 uxo de corrente da rede elétrica para terra através do corpo humano(WEBSTER, 1998). . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 252.15 (a) Interferência de 60Hz provocada pela rede elétrica. (b)Interferência provocada por um eletromiógrafo, (WEBSTER, 1998). . . 272.16 efeito causado por uma tensão transiente em um ECG sendo adquiridopor um eletrocardiógrafo. (WEBSTER, 1998). . . . . . . . . . . . . . . 282.17 modelo simplicado de circuito equivalente para representar o contatode um eletrodo em um tecido. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 292.18 magnitude da impedância entre eletrodo e tecido (WEBSTER, 1998). . 302.19 circuito equivalente associado a um eletrodo de superfície colocadoem contato com a pele com gel (WEBSTER, 1998). . . . . . . . . . . . 30ix

3.1 diagrama de blocos de um típico eletrocardiógrafo clínico. . . . . . . . 333.2 exemplos de eletrodos para ECG. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 343.3 esquema de proteção contra sobretensão de um eletrocardiógrafo. . . 383.4 esquema de proteção contra sobretensão para um equipamento médicobaseado nos diodos Dx1 e Dx2 (PRUTCHI; NORRIS, 2005). . . . . . . . 383.5 esquema de proteção contra sobretensão (a) com lâmpada de neon,resistor e diodo e (b) apenas com resistor e diodo. . . . . . . . . . . . 393.6 (a) circuito típico para acoplamento AC balanceado e (b) propostade Spinelli et al. (2003). . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 403.7 arquitetura de amplicação instrumental (SEGURA-JUÁREZ et al., 2004). 423.8 arquitetura de amplicação instrumental (ZAKARIA; SUDIRMAN;JAMALUDDIN, 2008). . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 433.9 arquitetura de amplicação instrumental (TRÁNSITO; INFANTE, 2007). 433.10 arquitetura de amplicação instrumental (GÓMEZ-RODRÍGUEZ;RODRÍGUEZ-COLÍN; ALVARADO-SERRANO, 2009). . . . . . . . . . . . 443.11 arquitetura de amplicação instrumental (FULFORD-JONES; WEI;WELSH, 2004). . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 443.12 ltro de Bessel proposto por Zakaria et al. (2008). . . . . . . . . . . . 453.13 ltro de Bessel proposto por Segura-Juárez et al. (2004). . . . . . . . 463.14 ltro Sallen Key proposto por Gómez-Rodríguez et al. (2009). . . . . 463.15 ltro Notch simples (PRUTCHI; NORRIS, 2005). . . . . . . . . . . . . . 473.16 ltro Notch com adição de um amplicador operacional (PRUTCHI;NORRIS, 2005). . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 483.17 ltro Notch com adição de dois amplicadores operacionais(PRUTCHI; NORRIS, 2005). . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 483.18 ltro Notch com adição de dois amplicadores operacionais(ZAKARIA; SUDIRMAN; JAMALUDDIN, 2008). . . . . . . . . . . . . . . 493.19 ltro Notch baseado no UAF42AU da Burr-Brown (BOBBIE et al., 2004). 494.1 diagrama de blocos dos dois protótipos desenvolvidos. . . . . . . . . . 534.2 diagrama de blocos da arquitetura implementada. . . . . . . . . . . . 544.3 circuito de restauração DC. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 554.4 circuito de proteção contra sobretensão. . . . . . . . . . . . . . . . . . 564.5 primeiro estágio de amplicação com Ad = 5. . . . . . . . . . . . . . 574.6 segundo estágio de amplicação (G = 200). . . . . . . . . . . . . . . . 584.7 resposta em frequência do segundo estágio de amplicação. . . . . . . 584.8 ltro de 60Hz Notch Twin-T. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 594.9 resposta em frequência ltro Notch de 60Hz. . . . . . . . . . . . . . . 604.10 driver da perna direita. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 614.11 uxograma básico do rmware. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 634.12 tela inicial do software. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 654.13 tela do menu principal do software. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 664.14 telas de seleção de taxa de amostragem. . . . . . . . . . . . . . . . . . 674.15 telas de seleção de derivação e posicionamento de eletrodos. . . . . . . 674.16 tela com retorno de sucesso ou falha no posicionamento de eletrodos. 684.17 tela com retorno de sucesso na realização do exame. . . . . . . . . . . 68x

4.18 tela de exibição do ECG no celular. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 694.19 telas de conrmação do processo de armazenamento do exame. . . . . 694.20 telas de conrmação do processo de transmissão do exame. . . . . . . 704.21 telas de cadastro e anamnese. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 704.22 telas de busca de paciente e exames. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 715.1 (a) superposição de dois sinais da derivação D1 e (b) ruído de 60Hz. . 735.2 biopotencial após passagem pelo front-end. . . . . . . . . . . . . . . . 745.3 sinal da derivação D1 digitalizado. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 745.4 um batimento segmentado obtido da derivação D1. . . . . . . . . . . 75B.1 layout do protótipo. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 85B.2 vista 3D do protótipo (a) lado top e (b) lado bottom. . . . . . . . . . 86

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Lista de Tabelas4.1 tabela de comandos do rmware. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 645.1 comparação de resultados entre a base QT e a base obtida com protótipo 755.2 resultados de análise espectral e temporal da VFC. . . . . . . . . . . 76

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Lista de SiglasAAMI Association for the Advancement of Medical InstrumentationABNT Associação Brasileira de Normas TécnicasANATEL Agência Nacional de TelecomunicaçõesANVISA Agência Nacional de Vigilância SanitáriaAPI Application Programming InterfaceASCII American Standard Code for Information InterchangeAV AtrioventricularAVC Acidente Vascular CerebralBD Braço DireitoBE Braço EsquerdoCI Circuito IntegradoCMRR Common-mode Rejection RatioCPF Cadastro de Pessoal FísicaECG EletrocardiogramaECGAR Eletrocardiograma de Alta ResoluçãoEDR Enhanced Data RateEEG EletroencefalogramaEEPROM Electrically Erasable Programmable Read Only MemoryEUSART Enhanced Universal Synchronous Asynchronous Receiver TransmitterFIR Finite Impulse Response xiii

Lista de Tabelas xivGPRS General Packet Radio ServiceIDE Integrated Development EnvironmentJ2ME Java 2 Micro EditionLWUIT Lightweight UI ToolkitMSE Mean Square ErrorPC Computador PessoalPDA Personal Digital AssistantPIN Personal Identication NumberPSF Programa Saúde da FamíliaSA SinoatrialSPP Serial Port ProleUART Universal Assynchronous Receiver-TransmitterUTI Unidade de Tratamento IntensivoVFC Variabilidade da Frequência CardíacaWFDB Wave Form Data Base

Capítulo 1Introdução

Um estudo divulgado pela Organização Mundial de Saúde (OMS, 2008) indica queas doenças cardiovasculares são as maiores causadoras de mortes no mundo. Comopode ser observado na Figura 1.1, o estudo estima que 17,5 milhões de pessoasmorreram vítimas de doenças cardiovasculares no ano de 2005, representando umtotal de 30% de todas as mortes no mundo. Dessas mortes, 7,6 milhões sãoconseqüências de ataques cardíacos e 5,7 milhões de AVCs. Cerca de 80% dessasmortes ocorreram em países subdesenvolvidos ou em desenvolvimento. Este mesmoestudo traça uma projeção que, caso ações apropriadas não sejam tomadas, porvolta de 2015, cerca de 20 milhões de pessoas morrerão de doenças cardiovascularestodo ano, principalmente por ataques cardíacos e AVCs.

Figura 1.1: distribuição percentual das causas de morte no mundo em 2005 (OMS, 2008).Com tais projeções compreendemos o porquê de tantos investimentos na1

2prevenção às doenças cardiovasculares. Assim, passam a ser de extrema relevânciaà evolução da medicina, a compreensão do funcionamento do corpo humano e aconcepção de ferramentas de auxílio ao diagnóstico que atendam a requisitos deusabilidade, precisão, conabilidade e disponibilidade.A busca para compreensão do funcionamento do coração sempre motivou ospesquisadores. Em 1856, Rudolph von Koelliker e Heinrich Muller conrmaramatravés de um galvanômetro que uma corrente elétrica era produzida a cadabatimento de um coração. Além disso, perceberam que um conjunto nervo-músculo,disposto sobre o ventrículo do coração, contraía e relaxava simultaneamente aosmovimentos de sístole e diástole. Em 1876, Marey fez o registro de atividadeselétricas através de um medidor de voltagem, inserindo eletrodos diretamente nocoração de um sapo. Em 1878, os siologistas britânicos John Burden Sandersone Frederick Page registraram a corrente elétrica cardíaca com um pequeno medidorde grandezas elétricas e perceberam que este sinal era dividido em duas fases bemdenidas. Posteriormente, estas fases foram identicadas como o complexo QRS e aonda T. Em 1880, o físico francês Arsène d'Arsonval em parceria com Marcel Deprezevolui o galvanômetro aumentando sua sensibilidade. Esta evolução proporcionouum substancial avanço nos registros de sinais bioelétricos. Em 1889, o siologistaWillem Einthoven assistia uma demonstração do cientista Waller, que armazenou oECG de um cachorro chamado Jimmy através de eletrodos de metal dispostos naspatas do animal, imersas em uma solução salina em vasilhames de vidro (JENKINS,2002).A partir de então, Einthoven revolucionou a Eletrocardiograa. Em 1903 eledesenvolveu o eletrocardiógrafo (BRONZINO, 2000). Este equipamento é responsávelpor registrar os fenômenos elétricos que se originam durante a atividade cardíaca,denominado eletrocardiograma ou ECG. Baseado em dois eletrodos (pequenasplacas de metal conectadas a um o condutor), dispostos em determinados pontosdo corpo humano, captam pequenas intensidades de corrente produzidas durante oprocesso de bombeamento do sangue pelo sistema circulatório. Mas as contribuiçõesde Einthoven não pararam por aí. Em 1905 ele realizou a primeira transmissão de umeletrocardiograma, utilizando os telefônicos. O sinal foi coletado em um hospital etransmitido para seu laboratório, localizado a 1,5Km de distância.Além do desenvolvimento do eletrocardiógrafo, Eithoven introduziu conceitosainda hoje utilizados na Eletrocardiograa. A primeira teoria de modelagem

1.1. Motivação 3do coração como um dipolo variante no tempo, a nomenclatura adotada paraidenticação das ondas que compõem o ECG, e as denições de técnicas epadronização de medições através de derivações, utilizando braços e pernas, sãoexemplos importantes de suas contribuições.No ano de 1949, o físico Norman Je Holter deu um grande passo na buscada redução de tamanho dos eletrocardiógrafos. Ele desenvolveu um equipamentoque pesava aproximadamente 34 quilos, o mais leve até então desenvolvido, que eracapaz de armazenar e transmitir o eletrocardiograma. Este sistema, conhecido porMonitor Holter, passou por grandes evoluções ao longo do tempo e ainda hoje élargamente utilizado.Com o advento dos computadores digitais e a miniaturização de componenteseletrônicos, a Eletrocardiograa passou por uma nova revolução. Novos algoritmossão constantemente pesquisados e desenvolvidos, os exames estão mais precisos, osdiagnósticos mais precoces e os equipamentos cada vez menores e mais versáteis.Isso colabora para que os eletrocardiógrafos ultrapassem as fronteiras dos hospitaise passem a ser utilizados em residências ou de forma portátil, integrado com telefonescelulares e PDAs.Neste contexto de constante evolução surge um novo desao: reduzir o custodesses equipamentos viabilizando sua inserção em massa em hospitais públicos,postos de saúde ou programas assistenciais em localidades distantes ou menosfavorecidas economicamente ou por ausência de prossionais especializados.1.1 MotivaçãoEm 2006, ocorreram no Brasil 302.682 óbitos por doenças do aparelhocirculatório, o que correspondeu a 29,4% do total de óbitos no país (MS, 2009).Na busca da redução das taxas de mortalidade causadas por tais doenças,torna-se de grande valia a detecção precoce de alterações no ritmo cardíaco. Comeste objetivo, o governo tem investido em programas assistenciais como o ProgramaSaúde da Família, por exemplo.Com a adoção desses programas surge um novo desao: encontrar prossionaiscapacitados, dispostos a desempenhar suas funções em localidades longínquas e dedifícil acesso, em geral, em condições economicamente desfavoráveis.De acordo com um trabalho publicado no XIV Encontro Nacional de Estudos

1.1. Motivação 4Populacionais (ANDRADE; MORO, 2004), existia um desequilíbrio entre as regiõesdo Brasil e número de médicos por mil habitantes. O Centro-Oeste, por exemplo,possui 6,9% da população brasileira e conta com 7,8% dos médicos. Por outro lado,as Regiões Norte e Nordeste são as que possuem o maior descompasso entre estespercentuais. Enquanto o Nordeste possui 28% da população do Brasil e conta comapenas 16,2% do total de médicos, o Sudeste apresenta a maior concentração destesprossionais, possuindo aproximadamente 42% da população brasileira e quase 60%dos médicos.Um segundo paradoxo a ser transposto pelos serviços de urgência diz respeito àresposta imediata ao chamado. Cada vez mais, em função do perl epidemiológicodas ocorrências, as emergências pré-hospitalares demandam um tempo de respostamenor, pois as situações tempo-dependentes costumam ser as mais críticas e asresponsáveis pelo maior número de seqüelas e comprometimentos. Em diversaspartes do mundo, estudos mostram a redução da morbi-mortalidade tanto emeventos decorrentes de trauma quanto de causas clínicas, em decorrência doatendimento pré-hospitalar com menor tempo-resposta. Nesta condição, menoressão as seqüelas, menores as complicações, menor o tempo de internação e menor ocusto total do tratamento. Também costumam ser menores o tempo de reabilitaçãoe o custo desta etapa.Considerando que a comunicação móvel sofreu um grande avanço nas últimasdécadas, particularmente a telefonia móvel celular, popularizando o uso do aparelhocelular na maioria dos países e que, com incentivos e exigências da agência reguladorade telecomunicações brasileira, a ANATEL, as comunidades antes isoladas, passarama possuir uma cobertura abrangente da rede celular, conclui-se que fazer uso dessainfraestrutura pode reduzir os impactos pela lentidão no atendimento.Neste contexto, surgem os equipamentos médicos portáteis, de simplesmanipulação por enfermeiros ou agentes de saúde, capazes de disponibilizar os dadoscoletados para centros de excelência, onde médicos especialistas puderam avaliar ediagnosticar possíveis patologias, à distância.O eletrocardiógrafo é um auxiliar valioso no diagnóstico de grande número decardiopatias e outras condições patológicas, identicando-as em um primeiro nível.Em universidades e centros de pesquisa, diversos algoritmos para reconhecimentode padrões e detecção de anomalias no ciclo cardíaco vêm sendo desenvolvidos.As técnicas são bem conhecidas da comunidade acadêmica, o que contribui

1.2. Objetivos 5substancialmente para o avanço dos estudos nestas linhas.Contudo, para que um avanço mais ecaz da área possa ser produzido,faz-se necessário o domínio não só de desenvolvimento de novos algoritmos, mastambém gerar cultura e dominar a tecnologia envolvida no desenvolvimento dosequipamentos. Esta é uma tarefa desaadora, tendo em vista não só o grau de sigiloenvolvido nesse desenvolvimento, mas principalmente pelo fato de lidar com vidashumanas.No presente trabalho apresenta-se uma proposta que objetiva auxiliar nasolução dos problemas citados, através do desenvolvimento de um protótipo de umeletrocardiógrafo portátil, composto de 1 canal, capaz de comunicar-se com umcelular através da tecnologia Bluetooth e posterior envio dos dados via GPRS auma central localizada em um hospital. A plataforma de hardware apresenta umbaixo custo, permite a integração com celulares e PDAs que possuam Bluetooth R©,é aberta para a comunidade acadêmica e torna possível a validação dos algoritmos etécnicas desenvolvidas em um ambiente real e não somente através de computadoresem ambientes simulados.A plataforma é um módulo de um sistema maior, desenvolvido por integrantesdo grupo de pesquisas em engenharia biomédica da Universidade Federal do Ceará,que tem como objetivo desenvolver um monitor de unidades de tratamento intensivo,UTI.Dentre as contribuições desse trabalho, destacam-se a possibilidade de operaçãodo equipamento por agentes de saúde, a facilidade para integração do equipamentocom um celular ou PDA que possua interface Bluetooth, sua portabilidade, e,principalmente, o legado deixado a serviço da comunidade acadêmica em geral, bemcomo para os grupos de pesquisa em engenharia biomédica.1.2 ObjetivosDe forma geral, objetiva-se através do presente trabalho de mestrado desenvolverum protótipo de eletrocardiógrafo portátil, de uma derivação, com transmissãoBluetooth para um celular ou PDA. Já os objetivos especícos são: utilizar interfaceGPRS para envio de exames e diagnósticos; utilizar a plataforma gerada comobase para desenvolvimento de novos dispositivos médicos e como ambiente real paravalidação de algoritmos de processamento de sinais de ECG; desenvolver interfaces

1.3. Organização da dissertação 6intuitivas que viabilizem a operação por enfermeiros e/ou agentes de saúde; oferecera ferramenta ao PSF; e minimizar custo para massicar seu uso.1.3 Organização da dissertaçãoO restante desta dissertação está organizada por Capítulos, sendo que noCapítulo 2 são apresentados princípios básicos de Eletrocardiograa, abordandoos elementos biológicos relevantes e os desaos enfrentados durante o processode aquisição através de modelos de interface eletrodo-tecido e de acoplamentoeletromagnético entre os pacientes e equipamentos com as principais fontes de ruído.No Capítulo 3 são comparadas as arquiteturas de hardware propostas naliteratura, através de uma descrição detalhada dos principais blocos funcionais deum eletrocardiógrafo.Descreve-se no Capítulo 4 a metodologia de desenvolvimento da arquitetura dehardware proposta por esse trabalho, destacando os principais blocos funcionais, aarquitetura de rmware implementada, com ênfase no protocolo de comunicação como celular, desenvolvido sobre Bluetooth, e o software desenvolvido para os dispositivosmóveis.Por m, no Capítulo 5 são apresentados e comentados os resultados produzidos,as conclusões e contribuições deste trabalho, bem como as perspectivas futuras quepodem ser alcançadas a partir deste.1.4 Produção CientícaNo período de desenvolvimento do projeto desta dissertação, foram projetadasduas versões de hardware, sendo a segunda uma evolução da primeira, e produzidosquatro artigos. O primeiro foi aceito em um congresso internacional. Os demaisforam aceitos em congressos nacionais. São os seguintes os artigos produzidos:• LIMA NETO, L. A; CORTEZ, P. C.; CASTRO, H. S. Developmentof a Portable Electrocardiograph Prototype With One Derivation AndCommunicated For Bluetooh. In: Proceedings of BIODEVICES, 2010,Valencia. The International Conference on Biomedical Electronics andDevices, 2010. - Aceito, mas não publicado por falta de apoio nanceiro.

1.4. Produção Cientíca 7• LIMA NETO, L. A; CORTEZ, P. C.; MADEIRO, J. P. V. Protótipo DeSistema De Análise De Variabilidade Da Frequência Cardíaca (VFC) A PartirDa Aquisição Do Sinal Eletrocardiograma (ECG). In:Proceedings of CBA,2010, Bonito-MS. XVIII Congresso Brasileiro de Automática, 2010. - Aceito.• LIMA NETO, L. A; CORTEZ, P. C.; JUNIOR, E. B. P.; CUNHA, M.A. P. Sistema Móvel De Aquisição De Eletrocardiograma Com ComunicaçãoBluetooth E Transmissão Por (GPRS) ou 3G. In:Proceedings of CBIS, 2010,Porto de Galinhas-PE. XVII Congresso Brasileiro de Informática em Saúde,2010. - Aceito.• CUNHA, M. A. P.; CORTEZ, P. C.; LIMA NETO, L. A. DesenvolvimentoDe Um Protótipo Para Aquisição De Ondas Cerebrais Com Interface EthernetE USB. In:Proceedings of CBIS, 2010, Porto de Galinhas-PE. XVII CongressoBrasileiro de Informática em Saúde, 2010. - Aceito.

Capítulo 2Princípios de Eletrocardiograa

O primeiro passo para o desenvolvimento de um instrumento de medição écompreender todas as características da grandeza que se deseja medir. Não menosimportante também é conhecer o comportamento das fontes geradoras dessasgrandezas. Objetiva-se neste Capítulo, desenvolver uma breve explanação, sucientepara um conhecimento básico, sobre a geração e a morfologia desses biopotenciais,das técnicas de medição desenvolvidas até o presente e dos desaos envolvidos nessasmedições, como as interferências eletromagnéticas, por exemplo.2.1 Fisiologia do CoraçãoO coração é uma bomba de sangue que tem como função principal impulsioná-lode forma que o mesmo atinja a todos os pontos do corpo, transportando consigooxigênio e nutrientes (GUYTON; HALL, 2006).O coração pode ser dividido em duas bombas: o coração direito e o coraçãoesquerdo. O primeiro bombeia sangue do coração para os pulmões. Esta édenominada pequena circulação. O segundo bombeia sangue do coração para todasas partes do corpo, constituindo a grande circulação. Desta forma, o sangue ui aolongo de um circuito contínuo, que é o sistema circulatório (GUYTON, 1988).Cada um desses corações é formado por duas câmaras chamadas átrios eventrículos. Os átrios são as câmaras menores responsáveis por bombear o sanguepara os ventrículos. Os ventrículos são as câmaras maiores, possuem maiorcapacidade de bombeamento e são responsáveis por impulsionar o sangue paraa circulação pulmonar através do ventrículo direito, e para circulação periférica,8

2.1. Fisiologia do Coração 9através do ventrículo esquerdo (GUYTON, 1988).O coração possui quatro válvulas distintas que permitem o sentido do uxo dosangue para frente, impedindo seu reuxo. São duas válvulas atrioventriculares, queregulam a passagem do sangue dos átrios para os ventrículos, e duas semilunaresque permitem a saída do sangue dos ventrículos para a artéria pulmonar e à aorta,impedindo seu retorno (GUYTON, 1988).As duas válvulas atrioventriculares são: a válvula tricúspide (coração direito)e a válvula mitral (coração esquerdo). Já as válvulas semilunares são: a válvulapulmonar (coração direito) e a válvula aórtica (coração esquerdo) (GUYTON, 1988).Assim, o sangue que é conduzido pelas grandes veias, ao atingir o átrio direito, éforçado pela contração atrial a passar pela válvula tricúspide enchendo o ventrículodireito. Este por sua vez, bombeia o sangue através da válvula pulmonar para aartéria pulmonar, daí para os pulmões e, nalmente, pelas veias pulmonares parao átrio esquerdo. Já a contração do átrio esquerdo força a passagem de sanguepara o ventrículo esquerdo através da válvula mitral. Do ventrículo esquerdo, osangue passa pela válvula aórtica, atinge a aorta e, por essa artéria, percorre toda acirculação sistêmica. Uma visão geral do coração é exibida na Figura 2.1 (GUYTON,1988).

Figura 2.1: componentes funcionais do coração.

2.1. Fisiologia do Coração 10Um aspecto importante que se verica no músculo cardíaco é a forma como suasbras se dispõem, umas junto às outras, juntando-se e separando-se entre sí, comopode ser observado na Figura 2.2 (GUYTON; HALL, 2006).Uma grande vantagem neste tipo de disposição de bras é que o impulso, umavez atingindo uma célula, passa com grande facilidade às outras que compõem omesmo conjunto, atingindo-o por completo após alguns centésimos de segundos.Este conjunto de bras, unidas entre sí, denomina-se sincício. Portanto podemosdizer que existe uma natureza sincicial no músculo cardíaco (GUYTON; HALL, 2006).

Figura 2.2: músculo cardíaco, mostrando a disposição em treliça de suas bras (GUYTON;HALL, 2006).O coração é formado por dois sincícios: o atrial que forma a parede dos doisátrios e o ventricular que forma a parede dos dois ventrículos. Um tecido broso quecircunda as aberturas das válvulas atrioventriculares separa os átrios dos ventrículos.Os sincícios atuam como isolantes, pois possuem resistência centenas de vezes maiordo que internamente às câmaras cardíacas. Esta divisão é fundamental, pois permiteque os átrios se contraiam alguns milissegundos antes dos ventrículos aumentandoa eciência do bombeamento cardíaco (GUYTON; HALL, 2006). Quando qualquerponto dos sincícios é estimulado, o potencial de ação se propaga por toda suasuperfície, fazendo com que toda a massa muscular se contraia. Assim, quandoa massa muscular atrial é estimulada em qualquer ponto, o potencial de ação épropagado tanto para o átrio direito quanto para o átrio esquerdo, fazendo comque todo o complexo das paredes atriais contraia a um só tempo, resultando nacompressão do sangue para passar pelas válvulas mitral e tricúspide. Em seguida,quando o potencial de ação é propagado pelo músculo ventricular, excita todo omúsculo sincial ventricular. Desta forma, todas as paredes ventriculares contraem

2.2. Os Biopotenciais Cardíacos 11a um só tempo, fazendo com que o sangue contido no interior de suas câmaras sejabombeado, através das válvulas aórtica e pulmonar para as artérias. Os potenciaissão conduzidos dos átrios para os ventrículos por um sistema especializado decondução chamado feixe A-V.2.2 Os Biopotenciais CardíacosUma das propriedades das bras cardíacas é chamada ritmicidade ouautomatismo e pode ser observada em um coração exposto que, imerso em umasolução nutriente, permanece batendo ritmicamente por muitas horas (GUYTON,1988).Essa propriedade indica que a bra cardíaca tem a capacidade de originar,dentro de si, o impulso elétrico que determina sua contração. Quando este impulsopercorre o coração, a corrente elétrica gerada pelo potencial de ação do músculocardíaco difunde-se pelos líquidos que banham o coração, fazendo com que umafração bastante diminuta desta corrente aore à superfície do corpo.Como pode ser observado na Figura 2.3, a origem desta ritmicidade está no nodosinoatrial (SA) ou marcapasso primário, situado na parede do átrio direito, próximoao ponto de entrada da veia cava superior.

Figura 2.3: representação da atividade elétrica de várias regiões do coração (WEBSTER,1998).

2.2. Os Biopotenciais Cardíacos 122.2.1 Potenciais de AçãoExistem potenciais elétricos através das membranas de praticamente todasas células do corpo humano. Além disso, algumas células são excitáveis, ouseja, capazes de gerar rapidamente variações nos impulsos eletroquímicos em suasmembranas, destacando-se os fenômenos elétricos nas células cardíacas (GUYTON,1988; SIQUEIRA, 2005).O potencial de uma membrana ocorre em função da diferença de concentraçãode íons entre seu exterior e seu interior. Uma célula possui vários íons no seuinterior, tais como Sódio (Na+), Potássio (K+) e Cálcio (Ca2+). No seu estadonormal, as concentrações de (K+) são maiores no interior da célula, enquanto asconcentrações de (Na+) e (Ca2+) são maiores no exterior, produzindo uma diferençade potencial que, medida a partir do interior de uma membrana em repouso, é deaproximadamente -90mV (WEBSTER, 1998; SIQUEIRA, 2005). É válido ressaltarque todos estes íons estão em constante movimento. Assim, essa é a diferença depotencial total da membrana, resultado da ação de todos estes íons.O processo de difusão é o fenômeno de transporte de matéria que provocao movimento dos íons de regiões de alta concentração para regiões de baixaconcentração, com intuito de estabelcer o equilíbrio iônico entre as regiões. Adiferença de concentração dos íons na membrana plasmática ocorre devido a esteprocesso (GUYTON, 1988; SIQUEIRA, 2005).As membranas do nodo SA são muito permeáveis ao Sódio. Assim, uma grandequantidade de íons de Sódio penetra o interior da bra, produzindo um desviocontínuo no potencial de repouso da membrana para um valor mais positivo. Quandoo potencial da membrana atinge um nível crítico, chamado de valor "limiar", éproduzido um potencial de ação, o que ocorre abruptamente. Ao término dessepotencial de ação, a membrana torna-se temporariamente menos permeável aosíons de Sódio mas, ao mesmo tempo, mais permeável aos íons de Potássio. Asaída desses íons, transportando cargas positivas para o exterior, faz com que opotencial da membrana atinja seu valor mais negativo, caracterizando o estado dehiperpolarização devido à perda excessiva de cargas positivas (GUYTON, 1988). Essacondição persiste por uma fração de segundos, e logo depois desaparece, visto queas permeabilidades aos íons de Sódio e Potássio retornam aos seus valores normais,quando a maior permeabilidade ao Sódio da membrana faz com que ocorra outro

2.2. Os Biopotenciais Cardíacos 13potencial de ação. Esse processo perdura sem interrupção por toda a vida, levandoà excitação rítmica das bras do nodo SA (GUYTON, 1988).2.2.2 Regiões de PlatôComo apresentado na seção anterior o potencial de ação é causado por doisprocessos distintos: primeiro, o processo de despolarização da membrana, que resultado rápido inuxo de íons de Sódio para o interior da bra. Segundo, o processode repolarização, causado pelo euxo rápido de íons de Potássio para o exteriorda bra, restabelecendo os níveis elétricos normais entre as camadas interna eexterna(GUYTON, 1988).Em grandes bras nervosas, como nas bras musculares esqueléticas e algumasbras musculares lisas, o processo de repolarização ocorre quase que imediatamenteapós o processo de despolarização, ocasionando um potencial de ação muitorápido (GUYTON, 1988). Em algumas células, como as dos músculos cardíacos,a repolarização não ocorre imediatamente. Nestes casos, a repolarização é lentaem seu início e permanece por alguns instantes com os valores estabelecidos pelarepolarização e, posteriormente, com a repolarização, decai normalmente. Duranteeste período inicial, quando a queda é lenta, forma-se uma região relativamente planaque é chamada de platô (GUYTON, 1988; SIQUEIRA, 2005), como pode ser visto naFigura 2.4. Este platô perdura de 0,2 a 0,3 segundos e ocorre nas bras muscularescardíacas, prolongando a contração do coração durante este período (GUYTON; HALL,2006).O platô é gerado por uma combinação de ações dos canais:• de Sódio ou canais rápidos que provocam a rápida elevação do potencialdurante a despolarização;• de Cálcio (ricos em cargas positivas) ou canais lentos que promovem a menorvelocidade na repolarização; e• de Potássio que neste caso têm sua abertura mais lenta que o normal duranteo início e se abrindo completamente no nal do platô.Os íons de Cálcio têm grande importância na excitação da bra muscular e seuinuxo excessivo pelos canais de Cálcio provoca alteração na permeabilidade dos íonsde Potássio. Por este motivo ocorrem somente nas células musculares cardíacas.

2.2. Os Biopotenciais Cardíacos 14

Figura 2.4: região de platô gerada pela propagação do potencial de ação em célulascardíacas.2.2.3 Condução do Impulso: sistema de PurkinjeO impulso cardíaco pode ser propagado perfeitamente pelas próprias bras domúsculo cardíaco. Contudo, o coração possui um sistema especial de conduçãoque transmite os impulsos com uma velocidade cerca de 5 vezes maior do que ado músculo cardíaco normal. Este sistema é conhecido como sistema de Purkinje.Enquanto o músculo cardíaco transmite um impulso com velocidade aproximada de0,4 m/s, o sistema de Purkinje transmite a uma velocidade de 2 m/s.O sistema de Purkinje, exibido na Figura 2.5, é composto por: 1 - nodo sinoatrial(nodo SA); 2- nodo atrioventricular (nodo AV); 3 - feixe AV; e 4 - ramos direito eesquerdo do Feixe de Hiss (GUYTON; HALL, 2006).A cada ciclo cardíaco, os impulsos partem do nodo SA e se distribuem por todoo restante do coração. Por isso, como dito anteriormente, o nodo SA é consideradoo marcapasso primário do coração. Localiza-se na parede lateral do átrio direito,próximo à abertura da veia cava superior. Apresenta uma frequência de descargarítmica de aproximadamente 70 despolarizações (e repolarizações) a cada minuto. Acada despolarização, forma-se uma onda de impulso que se distribui, a partir destenodo, por toda a massa muscular que forma o sincício atrial, provocando a contraçãodo mesmo. Cerca de 0,04 segundos após a partida do impulso do nodo SA, atravésde bras denominadas internodais, o impulso chega ao nodo AV.

2.2. Os Biopotenciais Cardíacos 15

Figura 2.5: distribuição das bras que formam o sistema de Purkinje.O impulso, ao chegar ao nodo AV, demora aproximadamente 0,12 segundos paraseguir em frente e atingir o Feixe AV, que vem logo a seguir. Portanto, este nodo,localizado em uma região mais baixa do sincício atrial, tem por função principalretardar a passagem do impulso antes que o mesmo atinja o sincício ventricular.Isto é necessário para que o enchimento das câmaras ventriculares ocorra antes desua contração.Após a lenta passagem através do nodo AV, o impulso segue e atinge o feixeAV. Daí, o impulso segue com grande rapidez e atinge um segmento que se divideem 2 ramos: os ramos direito e esquerdo do Feixe de Hiss. Através destes ramos,paralelamente, o impulso segue com grande rapidez em direção ao ápice do coração,acompanhando o septo interventricular.Ao atingir o ápice do coração, cada ramo segue, numa volta de quase 180 graus,em direção à base do coração, desta vez seguindo a parede lateral de cada ventrículo.Cada ramo emite uma grande quantidade de ramicações. Estas têm pornalidade otimizar a chegada dos impulsos através da maior quantidade possívele no mais curto espaço de tempo possível por todo o sincício ventricular. Com achegada dos impulsos no sincício ventricular, rapidamente e com uma grande força,ocorre a contração de todas as suas bras. A contração das câmaras ventricularesreduz acentuadamente o volume das mesmas, o que faz com que um considerávelvolume de sangue seja ejetado, do ventrículo direito para a artéria pulmonar e, do

2.3. O Ciclo Cardíaco 16ventrículo esquerdo para a artéria aorta.Com a compreensão da siologia do coração e da origem e condução dosbiopotenciais cardíacos é possível compreender o ciclo cardíaco e posteriormenteo eletrocardiograma.2.3 O Ciclo CardíacoDá-se o nome de ciclo cardíaco aos eventos que ocorrem do início de cadabatimento até o início do próximo. Cada ciclo é iniciado pela geração espontânea deum potencial de ação no nodo sinoatrial (SA). Este potencial de ação é rapidamentepropagado pelos átrios e depois pelo feixe A-V para os ventrículos. Essa diferençade propagação, aproximadamente 100 ms, permite que a contração dos átrios ocorraprimeiro do que nos ventrículos, produzindo uma maior eciência do bombeamentodo sangue (GUYTON; HALL, 2006).Com relação à seqüência de eventos num ciclo cardíaco, pode-se dizer que ocoração possui dois períodos: um de relaxamento chamado diástole; um de contraçãochamado de sístole. As câmaras do coração encontram-se relaxadas (diástole)quando cheias e se contraem (sístole) para impulsionar o sangue para fora delas.2.4 O EletrocardiogramaO eletrocardiograma (ECG) é um registro dos potenciais elétricos gerados pelocoração por meio de eletrodos colocados sobre a superfície corporal. Trata-se deum instrumento muito importante para o diagnóstico não invasivo de arritmiase distúrbios de condução, além de ser muito importante nos quadros isquêmicoscoronarianos, constituindo-se em um marcador de doença do coração (CARLOS et al.,2003).O ECG normal, apresentado na Figura 2.6, é composto por um conjunto deondas. A deexão denominada Onda P é causada pela despolarização atrial, antesda contração do átrio. As deexões denominadas Onda Q, Onda R e Onda Sdão origem ao complexo QRS, formado pelos potenciais gerados pela despolarizaçãoventricular, antes de sua contração, enquanto a deexão denominada Onda T éproduzida pelo retorno do potencial de membrana das bras musculares ventricularesa seu valor de repouso (repolarização ventricular), ao término da contração.Segundo a Sociedade Brasileira de Cardiologia (2003), a sensibilidade e a

2.5. Registro Eletrocardiográco 17

Figura 2.6: principais componentes de uma ECG típico.especicidade do ECG são maiores para o diagnóstico das arritmias e distúrbiosde condução, do que para as alterações estruturais ou metabólicas, embora existaum grande número de anormalidades siopatológicas e estruturais que pode serreconhecido pelo ECG. O ECG pode ser útil para conhecer:• a orientação anatômica do coração;• o tamanho relativo das diversas câmaras cardíacas;• uma variedade de alterações do ritmo e condução;• a extensão, localização e progressão de lesões isquêmicas do miocárdio;• os efeitos de alterações de concentrações de eletrólitos; e• a inuência de determinados fármacos (p. e. os digitálicos).A morfologia do ECG depende do estado do gerador do sinal elétrico, do meiocondutor e da distribuição e localização dos eletrodos de registro sobre a superfíciedo corpo (CARLOS et al., 2003).2.5 Registro EletrocardiográcoO papel de registro eletrocardiográco, ilustrado na Figura 2.7, é quadriculadoe dividido em quadrados pequenos de 1mm. Cada grupo, composto por cinco

2.6. As Derivações 18pequenos quadros na horizontal e na vertical, compreendem um quadrado maiorque é delimitado por uma linha mais grossa. No eixo horizontal, marca-se o tempo.Como o registro é realizado em uma velocidade de 25mm/seg, cada quadradopequeno equivale a 40ms. Portanto, o conjunto de cinco pequenos quadrados(um quadrado maior) equivalem a 200ms. No eixo vertical, marca-se a voltagem.Cada quadrado pequeno equivale a 0,1mV. Portanto um conjunto de 10 pequenosquadrados equivalem a 1mV (OLIVEIRA, 2007).

Figura 2.7: papel de registro eletrocardiográco e tipos de calibração.A calibração usual do aparelho deve ser feita de tal modo que, cada 10mmcorrespondam a 1mV. Mas, por vezes, tem-se complexos ventriculares de grandeamplitude, que não caberiam no papel de registro. Neste caso, deve-se fazer oregistro N=2, isto é, cada milivolt corresponde a 5mm. Alguns aparelhos permitemfazer o registro 2N, indicado quando os complexos são muito pequenos, fazendo otraçado dobrar de tamanho. Assim, cada 20mm equivalem a 1mV.2.6 As DerivaçõesDerivação é o nome dado ao conjunto de dois pontos sobre o corpo humano,usados na obtenção do sinal cardíaco. O ECG pode ser medido sobre qualquerponto do corpo humano. Sobre o tórax, a amplitude típica é de 5mV. O potencialmedido sobre o tórax ou o pulso é praticamente o mesmo (MS, 2002).Na prática, existem pontos padronizados para o posicionamento dos eletrodos.As 12 derivações clássicas são obtidas de diversos sinais captados através de 9

2.6. As Derivações 19eletrodos: 1 no braço direito, 1 no braço, 1 na perna esquerda e 6 sobre o peito.Os eletrodos posicionados sobre o peito formam as derivações precordiais, conformeexibido na Figura 2.8. Um eletrodo adicional, tipicamente colocado na perna direita,é usado como referência para reduzir a interferência externa (WINTER; WEBSTER,1983), totalizando 10 eletrodos.

Figura 2.8: derivações Precordiais.Uma derivação é dita bipolar quando os dois eletrodos se encontram à mesmadistância do ponto de vista elétrico do coração. Derivações unipolares são aquelasem que o traçado obtido se deve às variações de potencial aferidas por um doseletrodos dito explorador. O outro eletrodo está relativamente mais distante docoração, situado num ponto de potencial zero, denominado eletrodo indiferente. Oeletrodo explorador e indiferente são também utilizados para as derivações bipolares,sendo que o primeiro é o eletrodo positivo e o segundo é o eletrodo negativo. Porconvenção, registram-se curvas ditas positivas, quando um dos eletrodos admitidocomo explorador está orientado para as áreas que se comportam como positivas, emrelação às que se encontram voltadas para o outro eletrodo (eletrodo indiferente).As derivações eletrocardiográcas são divididas em dois grupos, no planofrontal (Padrão - D1,D2,D3 e Unipolares - aVR, aVL,aVF) e no plano horizontal(Precordiais - V1, V2,V3, V4, V5 e V6). As derivações no plano frontal são:• D1 - diferença de potencial entre braços esquerdo e direito;• D2 - diferença de potencial entre pernas e braço direito;• D3 - diferença de potencial entre pernas e braço esquerdo.

2.6. As Derivações 20As derivações no plano horizontal são:• V1 - Quarto espaço intercostal (EI), bordo direito externo;• V2 - Quarto EI, bordo esquerdo externo;• V3 - entre V2 e V4;• V4 - Quinta EI, linha hemiclavicular;• V5 - Quinta EI, linha axilar anterior;• V6 - Quinta EI, linha axilar média.Na eletrocardiograa prática, aceitam-se como verdadeiras as seguintesproposições (OLIVEIRA, 2007):a) o tronco humano é uma esfera condutora homogênea e de tamanho innito;b) o coração está no centro, ocupando o tamanho de um ponto.Assim, o conceito de Triângulo de Einthoven pressupõe que a união das extremidades(braços e perna) formam um triângulo eqüilátero, e que o coração considerado umponto, ocupa o centro do triângulo e da esfera (tronco) conforme exibido na Figura2.9.

Figura 2.9: triângulo de Einthoven.Desta forma, pode-se aplicar algumas leis físicas de uxo elétrico e assim obter:a) aVR, aVL e aVF são potenciais absolutos do BD, BE e perna, em relação aocoração, que está no centro do triângulo;

2.7. Amplicadores de Biopotenciais e Desaos de Medição 21b) traçando paralelas em relação às linhas do triângulo já desenhado, inicialmenteem D1, depois em D2 e a seguir em D3 e repetindo o mesmo procedimento em aVR,aVL e aVF, respectivamente, conforme esquema apresentado na Figura 2.10.

Figura 2.10: esquema de potenciais absolutos.Como em D1, o braço esquerdo é o lado positivo, coloca-se no desenho olado esquerdo em D1 grifado (positivo) e o lado direito em linhas pontilhadas.Analogamente, em relação à D2 (perna é positiva) e em D3 (perna positiva).Quanto às derivações unipolares (aVR, aVL e aVF) é óbvio que cada uma deveter, respectivamente, BD, BE e perna positivos. Agora, colocando os ângulos nodesenho, tem-se por convenção a Figura 2.11.Conhecida a origem dos potenciais cardíacos e das padronizações parasuas medições, faz-se necessário compreender os processos de aquisição destesbiopotenciais e os desaos envolvidos nestas aquisições.2.7 Amplicadores de Biopotenciais e Desaos de MediçãoEm geral, sinais resultantes de atividades siológicas possuem amplitudes muitopequenas e assim devem ser amplicados para que, posteriormente, possam ser

2.7. Amplicadores de Biopotenciais e Desaos de Medição 22

Figura 2.11: convenção de derivações.processados, armazenados e exibidos adequadamente. Para tal, é necessária acorreta escolha dos amplicadores. Esta escolha passa por uma análise detalhada devárias características dos amplicadores. Segundo Prutchi e Norris (2005) e Webster(1998), para a maioria das aplicações médicas, os amplicadores de biopotencialdevem atender a um determinado conjunto de requisitos, para superar os grandesdesaos encontrados durante o processo de aquisição dos biopotenciais. Estesrequisitos são abordados nas seções a seguir.2.7.1 GanhoSinais resultantes de atividades eletrosiológicas geralmente possuem amplitudesda ordem de microvolts a milivolts. Tais sinais devem ser amplicados paraníveis capazes de serem detectados e processados pelas plataformas computacionais.Assim, a maioria dos amplicadores de biopotencial fornecem ganhos maiores ouiguais a 1000. Freqüentemente o ganho dos amplicadores é expresso em decibéis(dB). O ganho linear pode ser expresso em decibel através da fórmula (BOYLESTAD;NASHELSKY, 1999):Ganho(dB) = 20log10(ganho linear) (2.1)

2.7. Amplicadores de Biopotenciais e Desaos de Medição 232.7.2 Resposta em freqüênciaA largura de banda de um amplicador de biopotencial deve ser tal queamplique, sem atenuação, todas as freqüências presentes no sinal eletrosiológicode interesse. Como os biopotenciais geralmente apresentam baixos níveis de energia,é importante limitar a largura de banda dos amplicadores, de tal maneira que aamplicação ocorra somente na faixa de freqüência do sinal que se deseja medir,evitando a amplicação de sinais indesejados e obtendo uma melhoria na relaçãosinal-ruído.Para um ECG por exemplo, a largura de banda deve ser de 0,05Hz a 150Hz(BRONZINO, 2000).Quando isso não acontece, são observadas algumas distorções. As distorçõesem altas freqüências provocam o arredondamento dos picos (pontas) das formas deondas, diminuindo a amplitude do complexo QRS, por exemplo.2.7.3 Rejeição em modo comumA rede elétrica é a maior fonte de interferência para um processo demonitoramento e armazenamento de ECG (WEBSTER, 1998). Por ser umbom condutor, o corpo humano atua como uma antena, captando a radiaçãoeletromagnética presente no ambiente. Como apresentado na Figura 2.12, umtipo comum de radiação eletromagnética é a onda de 50/60Hz e suas harmônicas,originadas através da rede elétrica e conduzidas pelos cabos de alimentação. Alémdisso, outras componentes espectrais são adicionadas pelas lâmpadas uorescentese maquinário elétrico, como motores ou outros equipamentos médicos.Pode-se observar através da Figura 2.13 uma modelagem mais detalhada,analisando a inuência do campo elétrico produzido pela rede elétrica na realizaçãodos exames de ECG. A corrente que passa pelo capacitor C3, resultado doacoplamento entre a rede elétrica e o próprio eletrocardiógrafo, ui para a terraatravés do ponto G sem causar nenhuma interferência ao sinal. C1 representa acapacitância entre a rede elétrica e um dos condutores que liga o eletrocardiógrafoao paciente. Como o eletrocardiógrafo apresenta um alta impedância de entrada,geralmente excedendo 5MΩ (JENNINGD et al., 1999), a corrente id1 ui no sentido dopaciente, através das impedâncias eletrodo-tecido representadas por Z1 e ZG, paraa terra. Da mesma forma, id2 ui por Z2 e ZG para a terra.

2.7. Amplicadores de Biopotenciais e Desaos de Medição 24

Figura 2.12: acoplamento eletromagnético entre a rede elétrica e o ambiente de aquisiçãode biopotenciais.

Figura 2.13: modelagem simples do acoplamento capacitivo entre campo elétrico,produzido pela rede elétrica, e um eletrocardiógrafo (WEBSTER, 1998).A resistência da pele do ser humano, ao longo do corpo, pode variar entre 100Ω e2MΩ (JENNINGD et al., 1999) e, segundo Webster (1998), assume-se que a impedânciado corpo humano é aproximadamente 500Ω, permitindo que seja desconsiderada emfunção das demais impedâncias envolvidas.A tensão que será amplicada pelo amplicador diferencial, que está presente naentrada do eletrocardiógrafo, será dada pela diferença de potencial entre os pontosA e B, dados por vA - vB,vA − vB = id1Z1 − id2Z2. (2.2)

2.7. Amplicadores de Biopotenciais e Desaos de Medição 25Caso os dois condutores, que ligam o paciente ao dispositivo, estejam próximos,id1 ≈ id2 (HUHTA; WEBSTER, 1973), logo

vA − vB = id1(Z1 − Z2). (2.3)Webster (1998) arma que em cabos de 9 metros de comprimento, id ≈ 6nA,embora este valor dependa de diversas variáveis do ambiente. Assumindo umadiferença entre as impedâncias da pele de 20kΩ, tem-sevA − vB = 6nA × 20kΩ = 120µV (2.4)que representa um nível de interferência inaceitável, tendo em vista que asamplitudes de sinais de ECG variam de 10µV a 5mV.Além do acoplamento de campo elétrico entre a rede elétrica e o eletrocardiógrafo,existe o acoplamento entre a rede elétrica e o paciente. Este acoplamento tambémé capacitivo e pode ser observado na Figura 2.14. A corrente idb ui através da

Figura 2.14: uxo de corrente da rede elétrica para terra através do corpo humano(WEBSTER, 1998).impedância ZG para a terra. A queda de tensão resultante é uma tensão de modocomum vcm que estará presente ao longo de todo o corpo. Segundo Webster (1998),em ambientes com instalações elétricas inadequadas, vcm pode atingir valores da

2.7. Amplicadores de Biopotenciais e Desaos de Medição 26ordem de 50mV, assimvcm = idb × ZG, (2.5)Com ZG = 50kΩ produz

vcm = 0, 2µA × 50kΩ = 10mV. (2.6)Em ambientes eletricamente ruidosos (idb > 1µA), vcm pode atingir valores acimade 50mV. Para amplicadores diferenciais ideais, isto não causa problema, pois estatensão de modo comum é rejeitada. Contudo, os amplicadores reais possuem umimpedância de entrada nita Z in. Assim, tem-se:vA − vB = vcm ×

(

Z in

Z in + Z1

−Z in

Z in + Z2

)

, (2.7)como Z1 e Z2 são muito menores do que Z in, obtem-sevA − vB = vcm ×

(

Z2 − Z1

Z in

)

. (2.8)Substituindo por valores típicos, resulta em:vA − vB = 10mV ×

20kΩ

5MΩ= 40µV (2.9)Este nível de ruído é perceptível em um ECG e inaceitável em um EEG. Esteefeito pode ser minimizado através da redução da impedância eletrodo-tecido e/ouatravés da elevação da impedância de entrada do amplicador diferecial.Pode-se observar, na Figura 2.15(a), a presença do ruído de 60Hz e na Figura2.15(b) a interferência provocada por um eletromiógrafo, ambos em um ECG.Conforme apresentado, a interferência resultante em um bioeletrodo com entradaem terminação única é tão grande que, geralmente, mascara o sinal eletrosiológico(PRUTCHI; NORRIS, 2005).A taxa de rejeição em modo comum CMRR de um amplicador de biopotencial éa medida de sua capacidade de rejeitar sinais em modo comum, como interferências

2.7. Amplicadores de Biopotenciais e Desaos de Medição 27

Figura 2.15: (a) Interferência de 60Hz provocada pela rede elétrica. (b) Interferênciaprovocada por um eletromiógrafo, (WEBSTER, 1998).da rede elétrica, por exemplo, e é denida pela razão entre o ganho em mododiferencial Gd e o ganho em modo comum Gc (SEDRA; SMITH, 2007). Ovalor de CMRR também pode ser expresso em termos logarítmicos (BOYLESTAD;NASHELSKY, 1999)CMMR =

Gd

Gc

ou CMMR(dB) = 20log10

(

Gd

Gc

)

. (2.10)Normalmente, equipamentos para registros de sinais de ECG e EEG possuemuma taxa de rejeição de modo comum variando de 80 a 120dB (JENNINGD et al.,1999).2.7.4 Ruído e DriftRuído e drift são sinais indesejáveis, intrínsecos ao chip dos amplicadores,que contaminam o biopotencial sob análise. Estes ruídos são sinais indesejáveiscom componentes espectrais acima de 0,1Hz, gerados em função das junções dossemicondutores (SEDRA; SMITH, 2007).Já o drift é observado através de pequenas alterações na corrente e tensão doamplicador operacional, em função de variações de temperatura. A variação dacorrente é representada por ∆I/∆T e seu valor é fornecido em nA/C, enquanto quea variação de tensão é representada por ∆V/∆T e seu valor é fornecido em µV/C(SEDRA; SMITH, 2007).

2.7. Amplicadores de Biopotenciais e Desaos de Medição 282.7.5 RecuperaçãoAlguns casos, tais como altas tensões de oset nos eletrodos ocasionadaspor movimentos do paciente ou pulsos de desbrilação, causam uma interrupçãotransiente na operação dos amplicadores. Isto ocorre devido à saturação doamplicador causada pela alta amplitude existente em suas entradas. Como podeser observado na Figura 2.16, o amplicador permance saturado por um períodode tempo nito e então retorna lentamente a sua região linear de operação, ouseja, ao nível original de polarização DC. Este tempo é conhecido como tempo derecuperação (SEDRA; SMITH, 2007).Figura 2.16: efeito causado por uma tensão transiente em um ECG sendo adquirido porum eletrocardiógrafo. (WEBSTER, 1998).2.7.6 Impedância de EntradaA interface eletrodo-tecido possui uma impedância nita que depende de muitosfatores, tais como: gordura, suor, presença ou ausência de eletrólito, área de contatodo eletrodo com a pele e temperatura, por exemplo. Como visto na seção 2.7.3 aimpedância de entrada de um amplicador de biopotencial deve ser sucientementealta para que o sinal eletrosiológico sob medição não sofra atenuações consideráveis,mesmo com a variação da carga, vista a partir dos eletrodos. Esta impedânciadeve possuir magnitude tal que o biopotencial seja desenvolvido sobre a entrada doamplicador e não ao longo da interface eletrodo-tecido. Geralmente, a impedânciadeve exceder os 5MΩ. O amplicador do instrumentação INA-326 da Burr-Brown,por exemplo, possui uma impedância de entrada diferencial e em modo comum de1010Ω (BURRBROWN, 2009).

2.8. Interface Eletrodo-Tecido 292.8 Interface Eletrodo-TecidoAs medições de biopotenciais são realizadas através de diferentes tipos deeletrodos especializados. A função desses eletrodos é acoplar o potencial iônico,gerado no interior do corpo, a um instrumento eletrônico (ENDERLE; BLANCHARD;BRONZINO, 2005). Os eletrodos de biopotenciais são classicados como não-invasivos(detectam os potenciais sobre a pele) e invasivos (detectam os potenciais sob a pele).As características elétricas dos eletrodos têm sido alvo de muito estudo. Emgeral, as características de tensão-corrente do eletrodo-eletrólito são não-lineares eas características de um eletrodo são sensíveis à corrente que o atravessa, bem comoà forma de onda e frequência do sinal (WEBSTER, 1998; KRUK, 2003).Para sinais senoidais, o modelo de um eletrodo tem componentes resistivos ereativos. Devido ao comportamento essencialmente resistivo em baixas frequências,o modelo contempla um resistor em paralelo com um capacitor, em série com outroresistor, conforme apresentado na Figura 2.17. A diferença de potencial presente narepresentação é consequência do gradiente de concentração iônica na interface entreos meios, como por exemplo a epiderme e o gel. O valor de cada componente nestemodelo, depende diretamente do material do qual são constituídos o eletrodo e oeletrólito.O modelo proposto demonstra a dependência da frequência. É ilustrada naFigura 2.18 a magnitude da impedância entre eletrodo e tecido, determinadaexperimentalmente por Webster (1998). Observa-se que em frequências altas ebaixas, a impedância é constante. Um cm2 de área de eletrodo níquel-carbono a 10Hztem impedância de aproximadamente 30KΩ, enquanto um eletrodo de prata-cloretode prata (Ag/AgCl) tem impedância de menos de 10Ω (KRUK, 2003).Figura 2.17: modelo simplicado de circuito equivalente para representar o contato de umeletrodo em um tecido.Quando biopotenciais são registrados a partir da superfície da pele, a interfaceentre o eletrólito e a pele também deve ser considerada. Um modelo mais completoé apresentado na Figura 2.19. Neste modelo, o potencial Ese é devido à diferença

2.8. Interface Eletrodo-Tecido 30

Figura 2.18: magnitude da impedância entre eletrodo e tecido (WEBSTER, 1998).de concentração iônica entre a superfície que separa o gel e a epiderme e pode sercalculado pela equação de Nerst (GUYTON; HALL, 2006). Uma maneira de minimizara inuência da epiderme sobre o modelo é removê-la, ou por vigorosa massagem compano e acetona, ou por abrasão com uma lixa na. Como consequência, a inuênciados resistores e capacitores que modelam esta camada também é minimizada.

Figura 2.19: circuito equivalente associado a um eletrodo de superfície colocado em contatocom a pele com gel (WEBSTER, 1998).Vários são os tipos de eletrodos de superfície usados até o presente momento.Os mais utilizados são os seguintes (MS, 2002; WEBSTER, 1998):

2.9. Conclusão do capítulo 31• disco metálico - consiste em um condutor metálico que faz contato com a peleatravés de gel ou algodão embebido em eletrólito;• sucção - trata-se de uma modicação do eletrodo de disco metálico, no sentidode não necessitar de nenhum adesivo para xação, fazendo-se por sucção;• utuante - tem a nalidade de reduzir artefatos causados por movimentaçãodo eletrodo sobre o eletrólito;• padrão - trata-se do eletrodo Ag/AgCl;• exível - ajusta-se à topograa da superfície de contato.Há ainda eleltrodos internos que são colocados através de métodos invasivos.Estes eletrodos, por fugirem do escopo desse trabalho, não são apresentados.2.9 Conclusão do capítuloApresenta-se neste Capítulo uma revisão bibliográca da teoria básica necessáriaà concepção de um instrumento de medição dos potenciais cardíacos, através deuma revisão sobre a siologia do coração, enfatizando sua estrutura voltada paraprodução e condução de potenciais elétricos. Também são abordadas as reaçõesquímicas responsáveis pela origem dos biopotenciais cardíacos, a morfologia do sinaldo eletrocardiograma através do detalhamento das ondas que o compõem, e astécnicas e desaos envolvidos na aquisição e registros destes.

Capítulo 3Arquiteturas de Eletrocardiógrafos:revisão da literatura

São apresentados neste Capítulo os principais blocos funcionais que compõemo hardware de um eletrocardiógrafo. Em seguida, são comparadas algumasarquiteturas propostas na literatura.3.1 Eletrocardiógrafo: visão geralO registro do ECG é realizado através de um instrumento denominadoeletrocardiógrafo. O eletrocardiógrafo é um instrumento que mede e registraos potenciais elétricos produzidos pela atividade elétrica do coração (TRÁNSITO;INFANTE, 2007). Nada mais é do que um galvanômetro que mede pequenasintensidades de corrente, obtidas a partir de dois eletrodos dispostos sobre a pele, emdeterminados pontos do corpo humano. Na Figura 3.1, pode-se observar o diagramade blocos de um típico eletrocardiógrafo clínico.Para entendimento geral do sistema, consideremos o funcionamento de cadaetapa separadamente.3.1.1 EletrodosOs eletrodos de ECG são feitos normalmente de prata clorada, sendo o contatoelétrico com a pele aumentado com o uso de gel eletrolítico a base de cloro. Os tiposmais comuns são: sucção, usado em ECG diagnóstico, para contato no peito; placa,usado em ECG diagnóstico, para contato nas extremidades e; descartável (adesivo),32

3.1. Eletrocardiógrafo: visão geral 33

Figura 3.1: diagrama de blocos de um típico eletrocardiógrafo clínico.usado em ECG diagnóstico de esforço, em situações de emergência e monitoração delonga duração (UTI, Holter), para contato no peito (MS, 2002). Existem também oseletrodos ativos, que ao incorporarem componentes eletrônicos, reduzem o ruído emelhoram a aquisição dos biopotenciais (METTINGVANRIJN; PEPER; GRIMBERGEN,1994).Antes da aplicação do gel condutor e xação do eletrodo, a pele deve ser limpa,retirando-se vestígios de suor e gordura e eventualmente de pêlos.Os eletrodos de placas são mantidos no lugar com tiras elásticas. Na Figura 3.2são apresentados os eletrodos descartáveis (a) e de sucção (b).3.1.2 Circuitos de proteçãoExistem situações nas quais equipamentos conectados ao paciente podemrepresentar risco ao eletrocardiógrafo. Bisturis elétricos e desbriladores, porexemplo, podem introduzir no paciente tensões relativamente altas (transientes)que podem ser detectadas pelo eletrocardiógrafo através dos eletrodos xadosno paciente, danicando os circuitos ou alterando suas medidas. Assim,eletrocardiógrafos devem ser projetados de tal forma que não sejam afetados portais transientes (WEBSTER, 1998). Os circuitos de proteção incluem dispositivos que

3.1. Eletrocardiógrafo: visão geral 34

Figura 3.2: exemplos de eletrodos para ECG.impedem a passagem das altas tensões, que eventualmente aparecem nas entradasdo eletrocardiógrafo, para o interior do equipamento. Alguns equipamentos utilizamdiodos limitadores de tensão 1N4148 em paralelo. Diodos zeners também sãoutilizados em alguns equipamentos.Outro dispositivo bastante utilizado em equipamentos médicos é a lâmpada deneon. Estes dispositivos cam dispostos entre as linhas de entrada e a linha dereferência (perna direita para os equipamentos isolados alimentados por baterias outerra para equipamentos energizados pela rede elétrica). As lâmpadas de neon sãoformadas por pares de eletrodos montados em um invólucro de vidro preenchido como gás neon a uma baixa pressão. Normalmente, a impedância através destes eletrodosé muito alta, contudo a impedância diminui drasticamente se a tensão atravésdos eletrodos exceder o potencial de ionização do gás. A maioria das lâmpadasutilizadas em monitores médico-hospitalares tem um potencial de disparo entre 45e 70V. Esta tensão é considerada alta para a entrada da maioria dos amplicadoresde eletrocardiógrafos. Assim, resistores são adicionados entre as lâmpadas e aentrada dos amplicadores para limitar a corrente. Num transiente causado porum desbrilador a maioria da carga passa diretamente para a referência e o gásdentro da lâmpada se ioniza.3.1.3 Seletor de derivaçãoCada eletrodo conectado ao paciente está ligado ao seletor de derivação doeletrocardiógrafo. A função desse circuito é determinar quais eletrodos sãonecessários para aquisição de uma derivação especíca e conectá-los ao restante do

3.1. Eletrocardiógrafo: visão geral 35circuito. Em um eletrocardiógrafo convencional, este bloco pode ser controladoautomaticamente pelo processador ou manualmente pelo operador. Na maioriados eletrodos comerciais, quando operando no modo automático, por exemplo,cada uma das 12 derivações padrão é armazenada por um curto período de tempo(aproximadamente 10 segundos).3.1.4 Sinal de CalibraçãoEste bloco é responsável por garantir um correta aquisição dos sinais,mantendo a coerência dos níveis adquiridos através dos eletrodos. Para tal, umsinal de calibração de 1mV é introduzido momentaneamente em cada canal doeletrocardiógrafo e a saída produzida é vericada.3.1.5 Pré-amplicadorA etapa de pré-amplicação é responsável pela amplicação inicial do ECG.Realizado por um amplicador de instrumentação, é caracterizada por possuir umaalta impedância de entrada e uma elevada rejeição em modo comum CMRR. O sinalpresente na saída desse circuito deve ter pouco ruído, pois será amplicado pelosdemais estágios de amplicação do equipamento, logo qualquer ruído não rejeitadoé amplicado junto com o sinal. Para ser aplicado à instrumentação médica, umamplicador de instrumentação deve atender a alguns requisitos:• Estabilidade em ganhos baixos (G = 1 a 10);• Alta rejeição de modo comum;• Baixa corrente de bias (IB);• Baixos níveis de oset e drift.Segundo Webster (1998), o pré-amplicador deve ser acoplado diretamenteaos eletrodos, sem uso de capacitores em série, com objetivo de fornecer umaresposta ótima em baixas frequências. Contudo, com a ausência dos capacitoresde acoplamento, a polarização DC dos eletrodos pode ser vista a partir daentrada do amplicador. Este potencial pode apresentar valores bem maiores doque a amplitude dos sinais biológicos de interesse. Dependendo do nível dessapolarização e do ganho projetado para esta etapa, o amplicador ou as demaisetapas de amplicação podem saturar. Assim, normalmente projetam-se os circuitos

3.1. Eletrocardiógrafo: visão geral 36pré-amplicadores com valores moderados de ganho diferencial (METTINGVANRIJN;PEPER; GRIMBERGEN, 1994; SPINELLI; PALLÀS-ARENY; MAYOSKY, 2003) e/ouacopla-se capacitivamente o pré-amplicador às próximas etapas de amplicação(PRUTCHI; NORRIS, 2005; WEBSTER, 1998).3.1.6 Circuito de IsolaçãoOs circuitos presentes neste bloco garantem a segurança do paciente submetido aoexame. Um exemplo é a isolação óptica que existe nas linhas de dados digitais, entreo paciente e o circuito de comunicação serial, ligado a um computador conectadoà rede elétrica. Outro exemplo, é a isolação galvânica entre a rede elétrica e aalimentação do equipamento. Como o paciente está em uma referência diferente darede elétrica, caso o paciente entre em contato com esta, estes circuitos impedem apassagem de corrente elétrica do seu corpo para a terra através do amplicador.3.1.7 Driver da Perna DireitaProposto porWinter e Webster (1983), o circuito de driver da perna direita é umaarquitetura consolidada na literatura. Sua proposta é referenciada em praticamentetodos os trabalhos na área de engenharia biomédica, com ênfase no desenvolvimentode equipamentos médicos. Sua principal função é reduzir o ruído em modo comum,mas o circuito também fornece um ponto de referência no paciente e provê parte dasegurança elétrica, isolando o paciente em casos de sobretensão. No caso de reduçãodo ruído, parte do sinal captado é amplicada, invertida e injetada novamente nopaciente através de um eletrodo conectado a sua perna direita. Esta realimentaçãonegativa induz uma tensão de modo comum a um valor baixo.3.1.8 AmplicadorEnquanto os pré-amplicadores são congurados para fornecerem ganhos aosinal de entrada de até algumas dezenas, os amplicadores são congurados parafornecerem ganhos de algumas centenas. O objetivo desta etapa é que o ECGseja amplicado a níveis que possam ser interpretados pelos demais componentes dosistema (conversores AD, processadores e etc). A entrada dos amplicadores deve teracoplamento AC, evitando que tensões de oset amplicadas pelo pré-amplicadorestejam presentes na entrada dos amplicadores e os conduzam à saturação. Osamplicadores operacionais também atuam como ltros ativos fornecendo a respostaem frequência necessária para que o sinal do ECG seja corretamente digitalizado.

3.2. Arquiteturas propostas na literatura 373.1.9 MemóriaInicialmente a única alternativa para registro dos exames realizados em pacientesera a impressão em papel milimetrado, como especicado na seção 2.5. Atualmente,os eletrocardiógrafos digitais não só possuem a interface para impressão, mastambém dispõem de diversas mídias para armazenamento dos exames, tais comomemórias ash ou eeprom, cartões SD ou pen drivers.3.1.10 ProcessadorEm um eletrocardiógrafo, o processador é responsável tanto por controlar todosos dispositivos de entrada e saída tais como teclados, display, leds, como porcontrolar as interfaces internas do dispositivo: seletor de derivação, ajuste de ganho,calibração e comunicação, por exemplo. Além disso, dependendo de seu podercomputacional, pode ser o responsável pelo processamento digital de todo o sinaladquirido, segmentando o ECG, calculando a frequência cardíaca e até auxiliar nodiagnóstico, indicando possíveis pontos de presença de patologias.3.2 Arquiteturas propostas na literaturaDiversas propostas de arquiteturas para eletrocardiógrafos portáteis podem serencontradas na literatura, embora nenhuma seja apresentada de forma integral edetalhada, por razões comerciais. Esta seção apresenta alguns circuitos propostos,ordenados funcionalmente.3.2.1 Circuitos de ProteçãoA proteção contra descargas de desbriladores é uma função padrão presenteem eletrocardiógrafos e equipamentos médicos. As descargas produzidas pordesbriladores podem atingir cerca de 5kV, danicando as etapas iniciais deamplicação. Como pode ser observado na Figura 3.3, os circuitos de proteçãobaseiam-se em dispositivos que impedem a passagem de altas tensões, queeventualmente aparecem nas entradas do eletrocardiógrafo, para o interiordo equipamento. Os elementos conectados entre os eletrodos representamelementos limitadores de tensão. Assim, descargas eletrostáticas produzidas pordesbriladores, por exemplo, não danicam o equipamento (LEBEDEV, 2004).A arquitetura proposta em (TRÁNSITO; INFANTE, 2007), por exemplo, utiliza

3.2. Arquiteturas propostas na literatura 38

Figura 3.3: esquema de proteção contra sobretensão de um eletrocardiógrafo.para proteção de seu equipamento diodos de comutação rápida 1N4148. Prutchiet al. (2005) também apresenta um modelo baseado em diodos, como pode serobservado na Figura 3.4.

Figura 3.4: esquema de proteção contra sobretensão para um equipamento médico baseadonos diodos Dx1 e Dx2 (PRUTCHI; NORRIS, 2005).Contudo, as arquiteturas de proteção baseada somente em diodos não são asmelhores por possuírem várias desvantagens (LEBEDEV, 2004). Como pode serobservado na Figura 3.4, o resistor Rx1 dever ser capaz de receber uma descargade até 5kV, enquanto os diodos Dx1 e Dx2 devem conduzir correntes da ordem de2 a 3A. O próprio cabo que conecta o eletrodo ao equipamento também deve serespecicado para suportar a descarga.Para Lebedev (2004), os circuitos de proteção devem contemplar, além dosresistores e diodos, um dispositivo extra que seja capaz de descarregar para areferência o excesso da energia, conforme exibido na Figura 3.5(a). Como citadoanteriormente, lâmpadas de neon são utilizadas em alguns equipamentos. Compotenciais de disparo em torno de 90V, limitam a tensão que se propaga para o

3.2. Arquiteturas propostas na literatura 39(a) (b)Figura 3.5: esquema de proteção contra sobretensão (a) com lâmpada de neon, resistor ediodo e (b) apenas com resistor e diodo.resistor série e os diodos de proteção, viabilizando a utilização de componentes demenor potência.3.2.2 AcoplamentoFront-end é o nome dado pela literatura à etapa de entrada de umeletrocardiógrafo que compreende desde o acoplamento AC ou DC para conexãodos eletrodos, ao estágio de digitalização. Um Front-end comumente utilizadopara medição de biopotenciais é baseado em um amplicador instrumental comacoplamento DC (SPINELLI; PALLÀS-ARENY; MAYOSKY, 2003).No processo de aquisição de biopotenciais, a tensão de oset dos eletrodos podeatingir valores muito maiores do que a amplitude de sinais biológicos de interesse,limitando assim o ganho de um amplicador de instrumentação utilizado em umfront-end DC (SPINELLI; PALLÀS-ARENY; MAYOSKY, 2003). Assim, segundo Spinelliet al. (2003), um front-end para biopotenciais baseado em amplicador com altoganho, necessita de um acoplamento AC.A técnica de acoplamento AC mais simples e mais utilizada nas arquiteturasanalisadas consiste em um ltro passa-alta na entrada do amplicador DC. Comoo amplicador é diferencial, o ltro também deve ser diferencial (SPINELLI;PALLÀS-ARENY; MAYOSKY, 2003), como exibido na Figura 3.6(a). Esse circuitoé simples e adequado às aplicações de baixo consumo, mas o resistor R2 reduz aimpedância de entrada de modo comum ZC, degradando a rejeição de modo comum,devido ao efeito do divisor de tensão (HUHTA; WEBSTER, 1973).O CMRR do circuito exibido na Figura 3.6(a) é dependente da tolerânciados componentes presentes na rede, portanto é fortemente degradado pelodesbalanceamento das impedâncias dos eletrodos e diminui com o crescimento da

3.2. Arquiteturas propostas na literatura 40

(a) (b)Figura 3.6: (a) circuito típico para acoplamento AC balanceado e (b) proposta de Spinelliet al. (2003).frequência (SPINELLI; PALLÀS-ARENY; MAYOSKY, 2003).Para resolver este problema, Spinelli et al. (2003) propõe um front-end comacoplamento AC que não faz uso de resistor conectado ao terra, atingindo assim,valores mais elevados de CMRR, conforme apresentado na Figura 3.6(b). Como arede de entrada desse circuito não é aterrada, caso uma tensão de modo comumseja aplicada à entrada, nenhuma corrente ui através da rede, pois não há nenhumcaminho para correntes de modo comum e assim, todos os nós da rede atingem omesmo potencial. Esta ausência de diferença de potencial implica em um CMRRidealmente innito, independente da tolerância dos componentes da rede. Contudo,na prática, existem impedâncias internas ao amplicador que estão aterradas eque, devido ao desbalanceamento da impedância dos eletrodos, limitam o valorde CMRR. Contudo, esta limitação não é atribuída à rede de acoplamento AC(SPINELLI; PALLÀS-ARENY; MAYOSKY, 2003).A proposta de Spinelli et al. (2003) é utilizada por Segura-Juárez et al. (2004)e por Gomez-Rodríguez et al. (2009). A função de transferência da rede é dada porV DD(jω) =

(

jωR2C

1 + jωR2C

)

. (3.1)Da mesma forma que as congurações baseadas em acoplamento AC, ascongurações baseadas em acoplamento DC são bastante difundidas. SegundoWebster (1998), para que o pré-amplicador ofereça uma resposta ótima em baixasfrequências, este não deve ser ligado aos eletrodos através de capacitores em

3.2. Arquiteturas propostas na literatura 41série, mas sim acoplado diretamente. A possível desvantagem dessa conguraçãodeve-se ao fato da polarização DC dos eletrodos. Essa polarização pode saturar osamplicadores do front-end, dependendo do seu nível e do ganho da etapa. Assim,como prevenção, projetam-se os circuitos pré-amplicadores com valores moderadosde ganho diferencial (METTINGVANRIJN; PEPER; GRIMBERGEN, 1994; SPINELLI;PALLÀS-ARENY; MAYOSKY, 2003) e/ou acopla-se capacitivamente o pré-amplicadoràs próximas etapas de amplicação (PRUTCHI; NORRIS, 2005; WEBSTER, 1998).Esta arquitetura também é bastante difundida na literatura e apresenta bonsresultados para implementação em eletrocardiógrafos, sendo utilizada por Zakariaet al. (2008), Tránsito et al. (2007), Taylor et al. (2006) e Fulford-Jones et al.(2004).3.2.3 Amplicadores de InstrumentaçãoNa solução clássica para os eletrocardiógrafos modernos, os amplicadoresde instrumentação são responsáveis pela amplicação inicial do ECG. Suautilização resolve dois problemas inerentes às arquiteturas anteriormente utilizadasbaseadas em amplicadores operacionais em terminação única, congurados comoamplicadores diferenciais: a sua relativa baixa impedância de entrada (SEDRA;SMITH, 2007) e a baixa rejeição de ruído em modo comum (PRUTCHI; NORRIS,2005).Todas as arquiteturas analisadas são baseadas em amplicadores deinstrumentação. A arquitetura proposta em (SEGURA-JUÁREZ et al., 2004) é baseadano amplicador da Burr-Brown INA118U e pode ser observada na Figura 3.7. Estaconguração possui uma rejeição de modo comum de aproximadamente 120dB.O resistor RG congura o ganho desta etapa denido por (INSTRUMENTS, 2008)G = 1 +

(

50kΩ

RG

)

. (3.2)A tensão aplicada ao pino V Ref é somada na saída, em queV Ref (jω) = −V 01(jω) ×

(

1

jωR3C2

)

. (3.3)Esta realimentação através de V Ref realiza um acoplamento AC cuja frequência decorte é dada por

3.2. Arquiteturas propostas na literatura 42

Figura 3.7: arquitetura de amplicação instrumental (SEGURA-JUÁREZ et al., 2004).f−3dB =

(

1

2πR3C2

)

. (3.4)A tensão de saída deste circuito, V 01(jω) é dada porV 01(jω) =

(

jωR2C1

1 + jωR2C1

) (

jωR3C2

1 + jωR3C2

)

GVd(jω), (3.5)em que Vd(jω) é a tensão de entrada diferencial (SEGURA-JUÁREZ et al., 2004).Outra abordagem baseada no amplicador diferencial INA118 é exibida naFigura 3.8, que é proposta por Zakaria et al. (2008) e amplica o ECG com umganho inicial de 26.A arquitetura proposta por Tránsito et al. (2007) baseia-se no amplicadorde instrumentação AD620AN. Trata-se de um amplicador de baixo custo, altaprecisão, recomendado para instrumentação médica (especicamente para ECG) eque requer somente um resistor externo para conguração de seu ganho, que podevariar de 1 a 10.000. O ganho é calculado por (ANALOG, 2004)G = 1 +

(

49, 4kΩ

RG

)

. (3.6)

3.2. Arquiteturas propostas na literatura 43

Figura 3.8: arquitetura de amplicação instrumental (ZAKARIA; SUDIRMAN;JAMALUDDIN, 2008).A conguração proposta é apresentada na Figura 3.9, possui uma rejeição de modocomum de 97dB, menor do que a proposta por Segura-Juárez et al. (2004), e ganhodiferencial de 20.

Figura 3.9: arquitetura de amplicação instrumental (TRÁNSITO; INFANTE, 2007).Um abordagem baseada no amplicador de instrumentação INA 118P éapresentada na Figura 3.10 e possui uma taxa de rejeição de modo comum de 87dB(GÓMEZ-RODRÍGUEZ; RODRÍGUEZ-COLÍN; ALVARADO-SERRANO, 2009).Já a arquitetura proposta por Fulford-Jones et al. (2004), baseia-se noamplicador diferencial INA321EA, cuja conguração fornece um ganho diferencialde 5 e pode ser vista na Figura 3.11.

3.2. Arquiteturas propostas na literatura 44

Figura 3.10: arquitetura de amplicação instrumental (GÓMEZ-RODRÍGUEZ;RODRÍGUEZ-COLÍN; ALVARADO-SERRANO, 2009).

Figura 3.11: arquitetura de amplicação instrumental (FULFORD-JONES; WEI; WELSH,2004).Predominam nas arquiteturas analisadas os amplicadores de instrumentaçãoda Texas Instruments. Quatro, das cinco abordagens, baseiam-se nesse fabricante.Além disso, evidenciam-se também os baixos valores de ganhos, que variam de 5 a26, aplicados nesta etapa de amplicação, conforme recomendam Mettingvanrijn etal. (1994) e Spinelli et al.(2003).

3.2. Arquiteturas propostas na literatura 453.2.4 AmplicadoresUma nova etapa de amplicação é realizada com a utilização de amplicadoresoperacionais em conguração de terminação única. O objetivo dessa etapa é elevaros biopotenciais a níveis que possam ser processados pelas etapas posteriores docircuito. Os ganhos dessa etapa variam de acordo com o ganho denido na etapaanterior, com o objetivo de produzir um ganho total maior ou igual a 1000 (PRUTCHI;NORRIS, 2005; JENNINGD et al., 1999). Tránsito et al. (2007), por exemplo, propõemuma frequência de corte 120Hz e um ganho de 50 para esta etapa, resultando em umganho total de 1000, mesmo valor de ganho total utilizado por Gómes-Rodríguez etal. (2009) em cada um dos canais de seu eletrocardiógrafo.Nesta etapa, além da amplicação, é realizada uma ltragem, produzindo aresposta em frequência necessária à correta seleção de biopotenciais de interesse.Para esta etapa, Zakaria et al. (2008) propõem um ltro de Bessel passa-baixasde oitava ordem conforme exibido na Figura 3.12. O circuito tem um ganho 38,5.Como a primeira etapa, também proposta por Zakaria et al. (2008) tem um ganhode 26, totaliza-se um ganho de 1001.

Figura 3.12: ltro de Bessel proposto por Zakaria et al. (2008).A proposta de Segura-Juárez et al. (2004) também é baseada em um ltro deBessel passa-baixa, só que de segunda ordem, cuja conguração é exibida na Figura3.13 e possui frequência de corte de 160Hz.Por m, Gómez-Rodríguez et al. (2009) propõem um ltro passa-baixas SallenKey de segunda ordem, com frequência de corte de 150Hz, conforme mostrado naFigura 3.14.

3.2. Arquiteturas propostas na literatura 46

Figura 3.13: ltro de Bessel proposto por Segura-Juárez et al. (2004).

Figura 3.14: ltro Sallen Key proposto por Gómez-Rodríguez et al. (2009).Todas as arquiteturas analisadas possuem ltros ativos passa-baixas no segundoestágio de amplicação. Estes circuitos, geralmente, funcionam como ltroanti-aliasing.Não há padrão para os valores dos ganhos, que são de algumas dezenas. Damesma forma, as frequências de corte não são padronizadas, variando de 120 a160Hz nas arquiteturas pesquisadas.É função do projetista analisar qual o ganho e frequência de corte que melhor seadequam a sua aplicação, vericando o nível do sinal necessário à fase de digitalizaçãoe garantindo que a banda de passagem contemple todas as frequências de interessedo biopotencial.

3.2. Arquiteturas propostas na literatura 473.2.5 Filtro NotchO problema mais comum na detecção e processamento de sinais biológicos é ainterferência causada pela rede elétrica (WEBSTER, 1998; WINTER; WEBSTER, 1983).Agrava a situação o fato do ruído de 60Hz e seus harmônicos estarem justamentena banda de frequência na qual os biopotenciais possuem a maior concentração deenergia.Uma maneira comum de rejeitar esse sinal indesejado presente na própria bandado sinal que se deseja medir é utilizar ltros Notch. Trata-se de um ltro rejeita-faixacom uma estreita banda de rejeição (BAI et al., 2003).Observa-se na Figura 3.15, uma implementação simples de um ltro Notchdenominado ltro twin-T. Este ltro faz uso de somente três resistores e trêscapacitores. Quando C1 = C3, C2 = 2xC1, R1 = R3 e R2 = R1/2, a reatânciacapacitiva iguala-se à resistência (XC = R) e a frequência de corte é dada por(PRUTCHI; NORRIS, 2005)fnotch =

(

1

2πR1C1

)

. (3.7)Para que a rejeição do ltro atinja seu valor máximo, esta relação entre oscomponentes deve ser extremamente precisa (PRUTCHI; NORRIS, 2005).

Figura 3.15: ltro Notch simples (PRUTCHI; NORRIS, 2005).O ltro apresentado na Figura 3.15 possui uma resposta muito dependente dacarga ao qual está ligado. Para uma resposta ótima, os resistores utilizados no ltrodevem ter valores muito menores do que a carga (PRUTCHI; NORRIS, 2005).

3.2. Arquiteturas propostas na literatura 48Com objetivo de reduzir a sensibilidade à impedância da carga e elevar aatenuação, adiciona-se um amplicador operacional congurado como seguidor detensão na saída do ltro (NATIONAL, 2008), conforme exibido na Figura 3.16.

Figura 3.16: ltro Notch com adição de um amplicador operacional (PRUTCHI; NORRIS,2005).A adição de um segundo amplicador operacional permite controlar o fator dequalidadeQ do ltro, tendo em vista que este fator cresce proporcionalmente ao níveldo sinal realimentado na junção formada por R2 e C2. Para algumas aplicações,controlar o nível da realimentação pode ser necessário. Este controle pode serrealizado através do potenciômetro R4. Esta conguração pode ser vista na Figura3.17.

Figura 3.17: ltro Notch com adição de dois amplicadores operacionais (PRUTCHI;NORRIS, 2005).

3.2. Arquiteturas propostas na literatura 49A arquitetura baseada em dois amplicadores operacionais é utilizada porZakaria et al. (2008) e pode ser observada na Figura 3.18.

Figura 3.18: ltro Notch com adição de dois amplicadores operacionais (ZAKARIA;SUDIRMAN; JAMALUDDIN, 2008).Bobbie et al. (2004) propõem um ltro Notch baseado em um circuito integradoda Burr-Brown, o UAF42, como pode ser observado na Figura 3.19. As grandesvantagens dessa topologia são a integração, pois com apenas um circuito integradoe seis resistores, tem-se um ltro Notch com frequência de corte de 60Hz e fator dequalidade Q = 6 (BOBBIE et al., 2004), e o fato do circuito integrado possuir umcapacitor de 1000pF com precisão de 0,5%, resolvendo o difícil problema de ser obtercapacitores de alta precisão e baixa perda (PRUTCHI; NORRIS, 2005).

Figura 3.19: ltro Notch baseado no UAF42AU da Burr-Brown (BOBBIE et al., 2004).Algumas vezes a ltragem por hardware não é suciente ou não é possível.

3.2. Arquiteturas propostas na literatura 50Limitações de custos ou tamanho de produto nal são algumas restrições queimpõem essa condição. Assim, surgem as alternativas para supressão de ruídosde 60Hz através do processamento digital de sinais, realizando ltros Notch porsoftware (BAI et al., 2004; LEVKOV et al., ).BAI et al., (2004) apresenta uma comparação entre três congurações de ltroNotch por software: ltro Notch FIR (nite impulse response), utilizando o métodode pólos/zeros; ltro Notch FIR comb, utilizando o método de pólos/zeros; e, ltroNotch FIR, utilizando o método equiripple, através do algoritmo de Parks-McClellan.Os ltros são comparados através de uma relação entre suas ordens e: suas faixas detransição (∆ω); atenuação na faixa de rejeição Astop; erro quadrático médio - MSE(mean square error); e, esforço computacional para realização do ltro.Os resultados mostram que o ltro Notch FIR eleva suavemente a magnitudedo sinal, podendo distorcer o ECG, embora possua a vantagem de possuir a menorordem para sua realização. Por outro lado, o ltro Notch FIR comb apresenta umMSEmenor, quando comparado com o ltro Notch FIR, e maior, quando comparadocom o ltro Notch FIR equiripple. Contudo, se comparados com a mesma ordem,possui a maior faixa de transição (∆ω).Embora o ltro Notch FIR equiripple apresente vantagens nas atenuações (Astop)e faixa de transição (∆ω) em ordens mais elevadas, este ltro necessita de um maioresforço computacional para sua realização.Para BAI et al., (2004), o objetivo principal dos ltros é auxiliar os prossionaisda saúde para a realização de julgamentos e decisões precisos, onde recuperar o sinaloriginal é fator preponderante. Analisando a relação entre o esforço computacional eo erro quadrático médio, o ltro Notch FIR equiripple produziu melhores resultados,reduzindo o ruído e recuperando o sinal.Como observado, diversas são as alternativas para ltragem do ruído de 60Hze seus harmônicos. Nas arquiteturas analisadas não observa-se uma técnicapredominante, cabendo ao projetista recorrer àquela que apresente a melhor relaçãocusto-benefício para sua aplicação especíca.3.2.6 Conversão Analógica-DigitalApós as etapas de amplicação e ltragem o biopotencial é então digitalizado.Geralmente as taxas de amostragem variam de 100 a 500Hz para os

3.3. Conclusão do Capítulo 51eletrocardiógrafos convencionais, chegando a 2kHz em eletrocardiógrafos de altaresolução (ROSÍK et al., 2007). Segura-Juárez et al. (2004) propõem um sistema comtaxa de amostragem congurável variando de 100Hz a 1kHz. Fulford-Jones et al.(2004) utiliza 120Hz. Já Taylor et al. (2006) opera com 133Hz, enquanto Rosík etal. (2007), que propõem um eletrocardiógrafo de alta resolução, usa uma taxa quevaria de 125Hz a 2kHz.Para digitalização o conversor analógico-digital deve ter uma resolução mínimade 8bits (SEGURA-JUÁREZ et al., 2004). Tránsito et al. (2007), Bobbie et al. (2004)e Segura-Juárez et al. (2004) utilizam conversores analógico-digitais de 12 bits deresolução. Já Gómez-Rodrígues et al. (2009) e Zakaria et al. (2008), por exemplo,utilizam uma resolução de 16 bits.As taxas de amostragem bem como as resoluções não seguem um padrão denido,embora a incidência de resoluções de 12 bits seja maior na literatura analisada.3.3 Conclusão do CapítuloAtravés da análise das abordagens propostas na literatura, identicam-se quaisarquiteturas são predominantes, seja por apresentarem resultados mais ecientes,seja por apresentarem melhor relação custo-benefício.Neste sentido, é possível observar a eciência da arquitetura de proteçãocomposta por diodos e lâmpadas de neon proposta por Lebedev (2004); apredominância dos amplicadores de instrumentação congurados com baixosvalores de ganhos, variando de 5 a 26, no primeiro estágio de amplicação; o ganhototal dos front-ends variando em torno de 1000; e a simples e ecaz solução propostapor Prutchi et al. (2005) para supressão do ruído de 60Hz, através do ltro Notchcom adição de dois amplicadores operacionais.Assim, a partir das arquiteturas propostas e de uma análise destas arquiteturas,é possível propor uma nova conguração, não necessariamente composta deblocos funcionais inéditos, mas sim mais adequada às condições de operação efuncionamento, direcionada à resolução de problemas especícos.

Capítulo 4Metodologia de Desenvolvimento

Neste Capítulo são apresentadas a metodologia de desenvolvimento e aarquitetura proposta de um protótipo de eletrocardiógrafo portátil com umaderivação, integrado a um celular ou outro dispositivo móvel, através do perl deporta serial (SPP) do Bluetooth.Inicialmente é dada ênfase ao hardware, através de uma descrição detalhadados principais componentes funcionais e nos modelos necessários à compreensão dosmesmos. Em seguida, são descritas as rotinas de rmware responsáveis por controlaro hardware, adquirindo, digitalizando e enviando os sinais do ECG para o celular.Por m, apresenta-se o protótipo do software desenvolvido em J2ME para um celularNokia N95 com a nalidade de validar a plataforma, possibilitando a visualizaçãodos sinais adquiridos, o cadastramento de dados de pacientes e a transmissão detodas as informações através de interface GPRS nativa do aparelho.4.1 Descrição do Hardware dos ProtótiposA arquitetura de hardware proposta foi planejada e desenvolvida em quatrofases. Na primeira fase, realizou-se uma revisão bibliográca e identicou-se, dentreas funcionalidades de um típico eletrocardiógrafo clínico, quais as funcionalidadesnecessárias à aplicação proposta. Em seguida, analisaram-se as alternativas desoluções, com a simulação dos principais circuitos. Por m, desenvolveu-se oprimeiro protótipo de hardware contemplando a implementação de um front-endcom aquisição, ltragem e amplicação, desenvolvimento das rotinas de rmwarepara conversão analógico-digital, comunicação serial RS-232 com PC e validação52

4.1. Descrição do Hardware dos Protótipos 53da aquisição dos sinais através do processamento destes, com o algoritmo desegmentação de ECG (MADEIRO et al., 2007);Na etapa seguinte, construiu-se o segundo protótipo de hardware, realizandoa correção de erros e implementação de atualizações, com base na análise dosresultados obtidos através do protótipo I, e a adição das funcionalidades dealimentação por bateria, circuitos de proteção contra surtos de tensão, detecçãode falha/falta de eletrodo e comunicação via Bluetooth.Durante a terceira fase ocorreu o desenvolvimento do software para o celular,contemplando a análise, especicação e implementação das rotinas em J2ME paravisualização dos exames, cadastramento de pacientes, anotações da anamnese dopaciente, controle e comunicação via Bluetooth com o hardware e transmissão dosexames por GPRS;Por m, realizou-se a integração entre hardware, rmware e softwaredesenvolvidos e testes sistêmicos em laboratório, através da aquisição dos potenciaiscardíacos de dois voluntários.Apresenta-se na Figura 4.1 o diagrama de blocos das funcionalidadesimplementadas nos protótipos desenvolvidos nas fases I e II.

Figura 4.1: diagrama de blocos dos dois protótipos desenvolvidos.No primeiro protótipo, construído na fase I, são implementadas as etapas de:aquisição, através da seleção dos eletrodos, denição do acoplamento, conguraçãodo amplicador de instrumentação; ltragem, por meio do projeto dos ltros

4.1. Descrição do Hardware dos Protótipos 54anti-aliasing e Notch de 60Hz; digitalização, com denição do conversor analógicodigital, taxa de amostragem e resolução e; comunicação com computador, atravésda interface serial RS-232.Já no segundo protótipo, é projetada uma fonte isolada, para os casos deutilização de fonte externa, é adicionado um conector para alimentação por bateria,além de adicionadas as funcionalidades de detecção de falha ou falta de eletrodose comunicação por Bluetooth. Na Figura 4.2 observa-se o diagrama de blocos daarquitetura dos protótipos implementados.

Figura 4.2: diagrama de blocos da arquitetura implementada.4.1.1 AquisiçãoNa etapa de aquisição são denidos os tipos de eletrodos a serem utilizadosno equipamento e a forma na qual esses eletrodos devem ser posicionados nopaciente. Como um dos objetivos do projeto é a portabilidade, tanto os componentesdo hardware quantos os acessórios do equipamento são escolhidos com dimensõesreduzidas, para que o conjunto nal não ocupe muito espaço e possa ser facilmenteconduzido, por exemplo, pelos agentes de saúde do PSF.Para validação do hardware proposto são utilizados três eletrodos descartáveisde Ag/AgCl da Meditrace. Tratam-se de eletrodos com dimensões reduzidas emrelação aos eletrodos de sucção. São compostos de gel sólido (hidrogel) adesivo econdutor. O gel sólido adesivo-condutor consegue uma máxima adesão e contato

4.1. Descrição do Hardware dos Protótipos 55elétrico, reduz os resíduos e requer menos limpeza posterior.Os eletrodos Medi-trace 200 superam as especicações da Associação parao Avanço de Instrumentos Médicos (AAMI) (AAMI, 2010) para eletrodos demonitorização e proporcionam uma qualidade de traçado adequada, com baixaimpedância, facilitando uma rápida estabilização da linha de base.Polarização dos EletrodosAo serem dispostos sobre a pele, os eletrodos fornecem à entrada do front-endum potencial DC que pode atingir± 300mV. Por esse motivo, a AAMI especica queo amplicador de um eletrocardiógrafo deve ser tolerante a esses sinais (PRUTCHI;NORRIS, 2005).A arquitetura projetada possui um amplicador de realimentação pararestauração de linha de base, U2B na Figura 4.3. Essa conguração anula onível DC (INSTRUMENTS, 2004). Caso a tensão DC na entrada do amplicadorde instrumentação suba, a saída deste amplicador tende a subir, contudo umintegrador de realimentação aplica um valor igual, mas negativo, ao ponto dereferência do amplicador de instrumentação, pino 5 do INA-326, conforme Figura4.3. Utilizando esse efeito de soma algébrica, o oset do eletrodo é cancelado.Assim, o acoplamento originalmente DC, transforma-se em AC, evitando o uso decapacitores e resistores como proposto por Spinelli et al. (2003) e utilizado porSegura-Juárez et al. (2004). Além disso, o estágio de saída pode amplicar acomponente AC do ECG com umamenor possibilidade de saturação (INSTRUMENTS,2004).

Figura 4.3: circuito de restauração DC.

4.1. Descrição do Hardware dos Protótipos 564.1.2 Circuito de ProteçãoExistem diversas situações nas quais equipamentos ligados ao paciente podemrepresentar um risco para o eletrocardiógrafo. Unidades eletro-cirúrgicas edesbriladores, por exemplo, podem introduzir no paciente um tensão relativamentealta que pode chegar ao eletrocardiógrafo através dos cabos dos eletrodos,produzindo danos aos circuitos do equipamento.Para que o protótipo não seja danicado é implementada a arquitetura propostapor Lebedev (2004). Nesta proposta, um resistor de 390kΩ é colocado em série emcada linha de entrada para limitar a corrente. Além disso, diodos de comutaçãorápida 1N4148, que limitam a tensão de entrada em 600mV, caso esta venha a subiracima deste valor, são utilizados em paralelo com lâmpadas de Neon 36NE002 quepossuem potencial de disparo de 90V DC.A arquitetura de proteção descrita anteriormente é composta pelos resistores R2,R8 e R15, pelos diodos D1 a D4 e pelas lâmpadas DS5 e DS6, que pode ser observadana Figura 4.4.

Figura 4.4: circuito de proteção contra sobretensão.4.1.3 Amplicação do BiopotencialA etapa de amplicação de bipotenciais proposta é composta por dois estágios.O primeiro é baseado em um amplicador instrumental de alta impedância deentrada. De acordo com outras arquiteturas de eletrocardiógrafos analisadas,

4.1. Descrição do Hardware dos Protótipos 57o ganho diferencial do primeiro estágio assume valores baixos, geralmente nãoultrapassando uma dezena.A arquitetura utilizada neste trabalho é baseada no amplicador INA-326 daBurr-Brow, seguindo a tendência das arquiteturas revisadas. Esse amplicadoratende a todos os requisitos especicados na seção 3.1.5 e sua utilização é indicadapara o projeto de instrumentação médica pelo próprio fabricante (BURRBROWN,2009). Sua conguração diferencial fornece uma maior redução do ruído de modocomum com um CMRR de aproximadamente 114dB. Esse amplicador possui umganho diferencial do primeiro estágio dado porAd = 2 ×

R9

R3 + R6

, (4.1)em que R3 = 40kΩ, R6 = 40kΩ R9 = 200kΩ, resultando em Ad = 5, cuja conguraçãoé apresentada na Figura 4.5.

Figura 4.5: primeiro estágio de amplicação com Ad = 5.O sinal de saída o amplicador de instrumentação é o sinal de entrada do próximoestágio de amplicação. Esse estágio é composto por um circuito integrador Miller(SEDRA; SMITH, 2007) baseado no circuito integrado OPA2335 (BURRBROWN, 2008).O circuito tem um ganho DC limitado, ganho zero em frequências innitas e atuacomo um ltro passa-baixas e anti-aliasing), com frequência de corte de 106Hze ganho de 46dB (aproximadamente 200 vezes), seguindo a tendência vericadanas arquiteturas de eletrocardiógrafos revisadas. Este estágio possui função detransferência dada por

4.1. Descrição do Hardware dos Protótipos 58V o(jω)

V i(jω)=

−R2

R1

1 + jωC1R2

, (4.2)em que R1 = 5kΩ, R2 = 1MΩ e C1 = 1,5nF, fornecendo um ganho igual a 200.Neste caso, verica-se que sua frequência de corte é dada porω0 =

1

C1R2

, (4.3)em que R2 = 1MΩ e C1 = 1,5nF, que produz uma frequência de corteaproximadamente igual a 106Hz.

Figura 4.6: segundo estágio de amplicação (G = 200).A resposta em frequência desse amplicador pode ser observada na Figura 4.7.

Figura 4.7: resposta em frequência do segundo estágio de amplicação.

4.1. Descrição do Hardware dos Protótipos 59Com base na descrição anterior para a amplicação do potencial cardíaco,utilizado-se o amplicador diferencial e o integrador Miller, o front-end propostopossui um ganho diferencial total de 1000 (60dB), conforme proposto por Prutchiet al. (2005) e Jenningd et al. (1999) e utilizado por Tránsito et al. (2007) eGómez-Rodríguez et al. (2009).4.1.4 Filtro Notch de 60HzSeguindo a arquitetura do protótipo proposto, apresentada na Figura 4.1, comobjetivo de eliminar o ruído de 60Hz, utilizou-se em adição ao amplicador deinstrumentação, o ltro Notch Twin-T combinado com um amplicador operacionalna conguração seguidor de tensão, conforme apresentado na Figura 4.8 (PRUTCHI;NORRIS, 2005).

Figura 4.8: ltro de 60Hz Notch Twin-T.Com a adição dos amplicadores operacionais, a carga torna-se isolada do circuitoe o ltro apresenta uma resposta em frequência mais estável, não variando suasaída em função da carga (PRUTCHI; NORRIS, 2005). Outra vantagem da adiçãodesse amplicador operacional é a possibilidade de ajuste no parâmetro Q do ltro.Quanto maior for o nível de sinal reinjetado na interseção RC, melhor este parâmetro.A frequência de corte desse ltro é dada porω0 =

1

C14R18

, (4.4)

4.1. Descrição do Hardware dos Protótipos 60em que C14 = 270pF e R18 = 10MΩ, produzem uma frequência de corte real de58,884Hz e uma atenuação de 40,01 dB, cuja resposta em frequência está apresentadana Figura 4.9.

Figura 4.9: resposta em frequência ltro Notch de 60Hz.4.1.5 Driver da Perna DireitaCom objetivo de reduzir o ruído de modo comum, o protótipo proposto usa umatécnica já consolidada conhecida como driver da perna direita. O eletrodo ligado àperna direta do paciente é conectado à saída de um amplicador operacional auxiliar.Assim, a tensão de modo comum presente no corpo do paciente é detectada por doisresistores, R3 e R6 na Figura 4.10, invertida, amplicada e injetada no pacienteatravés da perna direita. Essa realimentação negativa induz a tensão de modocomum a um valor mais baixo. No destaque da Figura 4.10 observa-se o circuitoutilizado formando pelo operacional U4B (WINTER; WEBSTER, 1983).

4.1. Descrição do Hardware dos Protótipos 61

Figura 4.10: driver da perna direita.4.1.6 Conversão Analógico-DigitalApós a amplicação e ltragem, o sinal é digitalizado. Como um dos objetivosdo projeto é o baixo custo do protótipo, é utilizado o conversor A/D do própriomicrocontrolador (PIC16F687) para reproduzir uma representação binária de 10bits do sinal, atendendo a especicação mínima de 8 bits (SEGURA-JUÁREZ et al.,2004). O dispositivo utiliza entradas analógicas, que são multiplexadas em umúnico circuito sample-and-hold. A saída do circuito sample-and-hold é conectado àentrada do conversor. Este conversor gera um número binário com resolução de 10bits, através do processo de aproximação sucessiva, e o armazena em um registro.A taxa de amostragem é congurável por rmware, podendo assumir valores de100Hz, 250Hz, 360Hz ou 1kHz, cobrindo a maioria das alternativas apresentadasna literatura. Essas são as frequências que normalmente são utilizadas noseletrocardiógrafos comerciais, incluindo-se os eletrocardiógrafos de alta resolução(ECGAR), cuja frequência de amostragem é 1kHz (DOPICO; NADAU; INFANTOSI, ).4.1.7 CPUO principal objetivo do protótipo é realizar a aquisição do biopotencial, não sendonecessário esforço computacional para segmentação do ECG ou auxílio on-line paradetecção de patologias, por exemplo. Assim, como o principal esforço computacional

4.2. Descrição do Firmware 62embarcado é o controle dos dispositivos periféricos, tais como A/Ds, leds, botõese o gerenciamento de comunicação com o celular ou PDA; a plataforma propostautiliza um microcontrolador PIC16F687, capaz de desempenhar todas essas funções.Trata-se de um microcontrolador recomendado para aplicações embarcadas queopera em uma larga escala de tensões (2,0 a 5,5V), possui memória EEPROMinterna, baixo consumo, conversor A/D com 12 canais e resolução de 10 bits, doiscircuitos comparadores, tensões de referências programáveis e interface EUSARTque suporta comunicação RS-232, RS-485 e LIN 2.0 (MICROCHIP, 2008).4.1.8 ComunicaçãoA plataforma desenvolvida suporta duas interfaces de comunicação serial: RS-232e Bluetooth via perl de porta serial (SPP). Para suporte à interface serial, éutilizado o CI MAX232D. Este chip necessita apenas de 4 capacitores externos de1µF para sua operação e suporta comunicação a uma taxa de até 120kbps.Já para suportar a interface Bluetooth, é utilizado o módulo RN-41 da RovingNetworks (ROVING, 2009). Este módulo possui antena integrada, reduzindo o esforçopara implementação da funcionalidade. Possui dimensões e consumo bastantereduzidos, sendo ideal para aplicações portáteis e é recomendado para aplicaçõesmédicas pelo próprio fabricante. Além disso, possui suporte à funcionalidade EDR(Enhanced Data Rate), que permite transmitir dados a uma taxa de até 3Mbpsa distâncias de até 100m. Um protocolo de comunicação baseado em comandosAT fornece os comandos básicos para o estabelecimento/interrupção de conexãoe consulta. Esse módulo pode ser congurado e controlado utilizando-se simplesstrings ASCII através da interface UART.A plataforma desenvolvida é congurada para utilizar o modo escravo e o modode auto descobrimento/pareamento, salvando, após o primeiro pareamento, o PINdo celular ao qual deve se comunicar, evitando que outros dispositivos se conectemao módulo ECG e acessem as informações indevidamente. Sempre que o móduloECG é ligado, o processo de pareamento é inicializado e a conexão é estabelecidaautomaticamente.4.2 Descrição do FirmwareOs principais objetivos do rmware desenvolvido são: gerenciar todos osperiféricos de hardware do protótipo; congurar a taxa de amostragem do exame;

4.2. Descrição do Firmware 63digitalizar o sinal, e; gerenciar a comunicação com o celular ou PDA para transmissãodo exame.Todo o rmware é desenvolvido na linguagem C e o uxograma básico pode serobservado na Figura 4.11.

Figura 4.11: uxograma básico do rmware.Inicialmente, todos os periféricos são congurados, o rádio Bluetooth é ativadoe o processo de pareamento entre o eletrocardiógrafo e o celular é iniciado. Um ledindica a conclusão do pareamento e a rotinamain é chamada. O rmware permaneceem estado de espera até que um comando seja enviado pelo celular.Cinco são os comando suportados pelo rmware: o comando congurar taxade amostragem dene a taxa de amostragem utilizada no processo de aquisiçãodo ECG (100Hz, 250Hz, 360Hz ou 1kHz); o comando testar eletrodos verica seos eletrodos estão posicionados corretamente no paciente, medindo a impedância dainterface eletrodo-tecido, enviando uma resposta com o status do posicionamento;

4.2. Descrição do Firmware 64o comando vericar taxa de amostragem é utilizado para vericar qual taxa deamostragem está congurada no módulo ECG; o comando iniciar exame gera umasinalização através de um led, iniciando o processo de aquisição do sinal, enviandoas amostras coletadas ao celular, através da interface Bluetooth, e; o comando pararexame encerra o processo de aquisição do exame.O processo de aquisição consiste em, uma vez recebido o comandoiniciar exame, gerar uma sinalização através de um led e chamar a funçãoread_10bits_a2d. Essa rotina lê o registro do conversor A/D e salva o valor navariável ecg_sample. A amostra adquirida é manipulada e os bits são organizadospor ordem de signicância. Por m, a amostra é encapsula em uma mensagem doprotocolo de comunicação e enviada para o celular, através da interface Bluetooth,com a chamada da rotina send_ecg_sample.Os códigos dos comandos e retornos de sucesso e falha são apresentados na Tabela4.1. Comandos do FirmwareComando Código(Char) RetornoSucesso(Char) RetornoFalha(Char)Congurar taxa de amostragem100Hz A250Hz B O N360Hz C1kHz D ## - InícioIniciar Exame I Dados N** - FimParar Exame P O NTestar Eletrodos T O NA - 100HzVericar taxa de amostragem V B - 250Hz NC - 360HzD - 1kHzTabela 4.1: tabela de comandos do rmware.

4.3. Descrição do Software 654.3 Descrição do SoftwarePara atingir o objetivo geral do trabalho é necessário integrar o front-end doeletrocardiógrafo com um celular ou PDA, possibilitando a análise do exame nopróprio local de sua realização, bem como o envio dos dados do ECG, através dainterface GPRS nativa do aparelho, a um centro de análise e diagnóstico.Atualmente, responsável pela grande maioria das aplicações, principalmentejogos, a plataforma Java Micro Edition (JavaME) implementa a linguagem Javapara dispositivos móveis como celulares, smartphones, PDAs e etc. Assim, o softwareque contempla a interface homem-computador e os comandos que controlam omódulo ECG foi desenvolvido em JavaME (SUN, 2010).Para o desenvolvimento das interfaces grácas é utilizada a biblioteca LWUIT(Lightweight UI Toolkit) que permite criar interfaces mais amigáveis com o usuário.Baseada no Swing do Java SE, essa biblioteca diminui bastante a complexidadeda construção de interfaces grácas para dispositivos móveis (SUN, 2009), e parafacilitar o desenvolvimento é utilizado o ambiente de desenvolvimento NetBeansIDE (ORACLE, 2009). Trata-se de um ambiente integrado, gratuito e de código livreque oferece aos desenvolvedores ferramentas necessárias para a criação de aplicativosprossionais desktop, web, empresariais e móveis multiplataformas.Ao ser iniciado, o software exibe a tela apresentada na Figura 4.12. Este softwareinicia ou interrompe a aquisição, permite a visualização e transmissão de exames ecadastro de pacientes, além de acesso à anamnese do paciente.

Figura 4.12: tela inicial do software.

4.3. Descrição do Software 66A comunicação entre o dispositivo móvel e o protótipo de ECG utiliza atecnologia Bluetooth. No dispositivo móvel utilizou-se a API JSR82 (JSR82, 2006).Esta API viabiliza o acesso a certos pers que determinam suas possíveis aplicaçõese usos. Nesta aplicação é utilizado o perl de porta serial (SPP), usando o protocoloRFCOMM que emula um cabo serial e provê uma simples implementação de redesem o para conexões RS-232.Nas seções a seguir são apresentadas as funcionalidades básicas do software. AFigura 4.13 exibe o menu principal.

Figura 4.13: tela do menu principal do software.4.3.1 Congurar taxa de amostragemDiversas taxas de amostragem são utilizadas na realização de eletrocardiogramas.A plataforma desenvolvida suporta quatro alternativas: 100Hz, 250Hz, 360Hz ou1kHz.Através do comando Congurar Taxa de Amostragem, é possível denirqual taxa será utilizada durante o exame, conforme exibido na Figura 4.14.

4.3. Descrição do Software 67

Figura 4.14: telas de seleção de taxa de amostragem.4.3.2 Realizar ExameO comando realizar exame é responsável por iniciar o processo de aquisiçãodo ECG. Esse comando é utilizado quando a opção Novo Exame é selecionadano menu principal. Em seguida, o usuário deve selecionar qual a derivação a serutilizada na realização do exame.

Figura 4.15: telas de seleção de derivação e posicionamento de eletrodos.Após a seleção de uma derivação, o posicionamento dos eletrodos é orientado emdestaque, conforme ilustrado na Figura 4.15.Em seguida é realizado o teste de posicionamento dos eletrodos, através dachamada do comando testar eletrodos. O teste retorna uma tela de sucesso oufalha no posicionamento, conforme exemplo exibido na Figura 4.16.

4.3. Descrição do Software 68

Figura 4.16: tela com retorno de sucesso ou falha no posicionamento de eletrodos.Ao concluir o exame, uma tela informando o sucesso ou falha na realização éexibida, conforme exemplo ilustrado na Figura 4.17.

Figura 4.17: tela com retorno de sucesso na realização do exame.4.3.3 Visualizar ExameTanto durante, quanto após a realização do exame, é possível visualizar o ECGno celular. Um exemplo de visualização de um exame adquirido pelo protótipodesenvolvido é exibido na Figura 4.18.4.3.4 Salvar e transmitir ExameApós a conclusão do exame, o usuário tem a possibilidade de salvá-lo e enviá-lo,através da interface GPRS, a um centro de processamento e análise para avaliaçãopor especialistas. Essa funcionalidade é fundamental, haja visto um dos objetivos

4.3. Descrição do Software 69

Figura 4.18: tela de exibição do ECG no celular.do trabalho: levar às comunidades mais distantes um atendimento especializado.Com a conclusão do armazenamento e do envio, telas de conrmação da operaçãosão exibidas. São apresentadas na Figura 4.19 as telas de conrmação do processode armazenamento.

Figura 4.19: telas de conrmação do processo de armazenamento do exame.Já na Figura 4.20 são apresentadas as telas de conrmação do processo detransmissão do exame.

4.3. Descrição do Software 70

Figura 4.20: telas de conrmação do processo de transmissão do exame.4.3.5 Cadastrar e buscar pacienteCom a funcionalidade Cadastrar Paciente, o usuário pode criar uma chacadastral do paciente contendo: nome, CPF, data de nascimento, data de realizaçãodo exame, sexo e idade. É possível inserir também algumas observações relevantesidenticadas durante a anamnese. As telas são exibidas na Figura 4.21.

Figura 4.21: telas de cadastro e anamnese.Uma vez cadastrado, o usuário pode realizar uma busca por um determinadopaciente e pelos seus exames realizados. Para tal, é necessário a entrada dos dadospessoais do paciente, tais como CPF, nome, idade, data de nascimento e de realizaçãodo exame. A lista com os exames realizados pelo paciente e armazenados no celularé exibida e o ECG selecionado pode ser visualizado. As telas podem ser observadas

4.3. Descrição do Software 71na Figura 4.22.

Figura 4.22: telas de busca de paciente e exames.4.3.6 Conclusão do CapítuloNeste Capítulo foi apresentada a arquitetura proposta por este trabalho.Foram enfatizados os principais blocos funcionais, justicando a escolha decada componente e suas congurações. Além do hardware foram detalhadasas implementações do rmware e do software, com destaque para as suasfuncionalidades.A partir da arquitetura proposta do protótipo de um ECG portátil podem serobtidos resultados de sua aplicação.

Capítulo 5Resultados, contribuições, conclusõese trabalhos futuros

Neste Capítulo são apresentados os resultados produzidos ao longo dodesenvolvimento desta dissertação, as conclusões e contribuições, bem como asperspectivas futuras que podem ser alcançadas a partir desta dissertação.5.1 ResultadosDurante o desenvolvimento deste trabalho foram produzidas duas versões deum protótipo de um eletrocardiógrafo. A primeira versão contempla as etapas deaquisição, ltragem, amplicação, conversão A/D, processamento e comunicaçãoserial RS-232. A segunda versão adiciona à primeira, as funcionalidade dealimentação por bateria, circuitos de proteção para o paciente e para o equipamentoe comunicação por Bluetooth. Também foram produzidos o rmware de controle dosprotótipos e um software para celular, que possui a interface homem-computador efunções para conguração do exame.Com auxílio de dois voluntários, na função de pacientes, diversos exames foramrealizados e armazenados em arquivos de texto. Em seguida, estes exames sãoenviados ao PC para processamento e validação dos mesmos. Durante os testes, oequipamento é conectado a cada paciente, através de três eletrodos, permitindo aformação de uma das derivações: D1, D2 ou D3.A sobreposição de dois sinais, formados a partir da derivação D1 de um dosvoluntários está apresentada na Figura 5.1(a). Nesta Figura, o sinal em verde72

5.1. Resultados 73representa o potencial cardíaco após o primeiro e o segundo estágio de amplicação(ganho total de 1000), ainda com a presença de ruído de 60Hz. Já o sinal azulrepresenta o mesmo sinal, após o ltro Notch de 60Hz. O ruído ltrado é destacadona Figura 5.1(b). A saída do ltro, é apresentada no canal dois, em azul, da mesmaFigura.

(a)

(b)Figura 5.1: (a) superposição de dois sinais da derivação D1 e (b) ruído de 60Hz.O sinal obtido na saída do front-end, ou seja, o sinal que é digitalizado peloconversor A/D e posteriormente processado, é observado na Figura 5.2.Uma vez digitalizado, o potencial cardíaco é enviado ao celular e então exibido,de acordo com a Figura 4.18. Quando enviado ao PC, o ECG é processado pelosalgoritmos propostos por Madeiro (2007) e é realizada a segmentação do ECG. NaFigura 5.3 é possível observar o sinal digitalizado, destacando-se os picos R-R.

5.1. Resultados 74

Figura 5.2: biopotencial após passagem pelo front-end.

Figura 5.3: sinal da derivação D1 digitalizado.Já na Figura 5.4 observa-se um batimento deste ECG, indicando sua segmentaçãonas principais ondas P, complexo QRS e onda T.Analisadas as etapas de aquisição, amplicação, ltragem, digitalização etransmissão dos exames, iniciou-se a análise da coerência e da qualidade dos examesproduzidos pelo protótipo.Para tal, são comparados os resultados de desempenho de algoritmos jáconsolidados de detecção de QRS, propostos por Madeiro et al. (2008) eMadeiro et al. (2006). Como referência utilizou-se a base de dados QT doMIT-BIH (KöHLER; HENNIG; ORGLMEISTER, 2002), amplamente utilizada para ns

5.1. Resultados 75

Figura 5.4: um batimento segmentado obtido da derivação D1.de validação. Os resultados do processamento dessa base são comparados com osresultados produzidos pelo processamento da base de registros obtidos pelo protótipodesenvolvido.Para tanto, são contabilizados para cada base o total de batimentos processados,o número de detecções corretas (DC), a quantidade de falsos-positivos (FP),falso-negativos (FN) e as métricas de sensibilidade (Se) e preditividade positiva(P+). O sistema apresenta resultados coerentes, como pode ser observado na Tabela5.1.Base Utilizada Total de Batimentos DC FP FN Se(%) P+(%)QT 86995 86766 243 231 99,72 99,65Base do Sistema 1110 1082 40 28 97,86 97,09Tabela 5.1: comparação de resultados entre a base QT e a base obtida com protótipoApós a validação inicial, integrou-se o hardware aos algoritmos de análise devariabilidade da frequência cardíaca (VFC), validados na dissertação de mestradode Madeiro (MADEIRO, 2007). Na Tabela 5.2 são ilustrados os resultados demédia e desvio-padrão de métricas de análise espectral (pelo método dos modelosauto-regressivos) e análise no domínio do tempo, considerando a mesma base de1110 batimentos empregada na obtenção da Tabela 5.1.

5.2. Contribuições 76Métrica Média Desvio-PadrãoLF (ms2) 325,68 245,16HF (ms2) 92,88 15,33LF/HF 3,31 2,13SDNN (s) 0,050 0,019RMSSD (s) 0,033 0,0037SDSD (s) 0,032 0,0050pNN50 (s) 9,10 0,82Tabela 5.2: resultados de análise espectral e temporal da VFC.5.2 ContribuiçõesDentre as contribuições da presente dissertação destacam-se a pesquisa e a análisedas propostas de circuitos encontrados na literatura para cada bloco funcional deum eletrocardiógrafo, resultando em uma arquitetura que consolida as principaisvantagens de cada solução pesquisada em um dispositivo portátil de 7,0 cmde largura por 10,0 cm de comprimento. Além disso, o software desenvolvidopara controlar o dispositivo é intuitivo, orientando o usuário sobre o corretoposicionamento dos eletrodos, e possui código aberto, podendo ser instalado emqualquer celular que suporte aplicações JAVA e que possua a API JSR82.Com o foco principal na simplicidade, custo e portabilidade, o protótipoconsome aproximadamente 263mA quando em operação, e 35mA em modostandby, permitindo uma autonomia de mais de duas horas contínuas, ou seja,aproximadamente 13 exames de 10 minutos de duração. Para produção é necessárioum investimento em componentes estimado em R$ 409,13, chegando a R$ 284,26caso produzido em uma escala de 1000 unidades. Assim, o protótipo desenvolvidopode ser disponibilizado para agentes de saúde para que as famílias atendidas porestes prossionais sejam beneciadas com o acesso a exames de ECG, bem como atecnologia deste protótipo.Por m, a comunidade acadêmica é beneciada por dispor de uma plataformade hardware que proporciona a validação de algoritmos de processamento de ECGem um ambiente real, capaz de fornecer uma massa de dados conável e compatívelcom as demais bases internacionais disponíveis e que pode servir de referência paraa evolução de novas versões de dispositivos.

5.3. Conclusões 775.3 ConclusõesO desenvolvimento de equipamentos médicos não uma tarefa fácil. Além dofato de lidar com vidas humanas, seja auxiliando em diagnósticos, seja auxiliandona manutenção da vida, impõe ao desenvolvedor uma responsabilidade ímpar, degarantir a precisão da informação transmitida ao médico e a segurança do paciente.Outro obstáculo neste tipo de desenvolvimento é a diculdade de acesso ainformações referentes a circuitos comerciais, tendo em vista o alto grau de interessee sigilo envolvido nestes equipamentos.Neste trabalho foi desenvolvido um protótipo de um eletrocardiógrafo de umaderivação, contemplando hardware, rmware e software. O hardware, de baixocusto, realiza a amplicação, ltragem e digitalização de uma derivação, sucientepara a extração dos parâmetros para análise da VFC. Os resultados produzidos, apartir dos circuitos projetados, foram analisados através de algoritmos já validados(MADEIRO; CORTEZ; MARQUES, 2008; MADEIRO et al., 2006). Já os resultados daassociação entre o protótipo e os algoritmos de análise de VFC foram validadospor uma médica cardiologista. Ao analisar a taxa de preditividade e sensibilidadepositiva, observou-se que o sistema apresentou resultados coerentes ao ser comparadocom uma base de dados usada como referência.Desta forma, o trabalho atingiu seu objetivo geral, desenvolvendo um protótipode um eletrocardiógrafo portátil, de uma derivação, com transmissão Bluetooth paraum celular ou PDA. Dentre os objetivos especícos alcançados destacam-se: utilizara interface GPRS para envio de exames; utilizar a plataforma gerada como base paradesenvolvimento de novos dispositivos médicos e um ambiente real para validaçãode algoritmos de processamento de ECGs; e interfaces intuitivas que viabilizem aoperação por usuários tais como enfermeiros e/ou agentes de saúde.Para que o protótipo desenvolvido seja utilizado em hospitais e pelo PSF,faz-se necessário atender às normas brasileiras compulsórias de segurança paraequipamentos eletromédicos, bem como a homologação do equipamento junto àAgência Nacional de Vigilância Sanitária, a ANVISA. Como este projeto nãopossuiu auxílio nanceiro de nenhuma fonte de fomento, essas etapas não foramexecutadas, cando espaço para desenvolvimento de futuros trabalhos.

5.4. Trabalhos futuros 785.4 Trabalhos futurosBaseado nos resultados obtidos durante o desenvolvimento dos protótipos,novos trabalhos e pesquisas relacionados à tecnologia aplicada à saúde podem serconcebidas. Os resultados apresentados demonstram a capacidade das arquiteturasutilizadas, assim como a viabilidade econômica e funcional do protótipo proposto.Partindo desse princípio, alguns trabalhos futuros podem ser propostos:• adequação à norma de segurança brasileira para equipamentos eletromédicos:ABNT NBR IEC 60601-2-25:2001 - Equipamento eletromédico - Parte 2-25:Prescrições particulares para segurança de eletrocardiógrafos e ABNT NBRIEC 60601-2-27:1997 - Equipamento eletromédico - Parte 2-27: Prescriçõesparticulares para a segurança de equipamento para monitorização deeletrocardiograma;• integração com o projeto RES - Registro Eletrônico de Saúde InteligenteBaseado na Web e Software Livre (VALENTE, 2010), para edição do examecom adição de comentários e registro de diagnósticos;• evolução no número de derivações, contemplando as 12 derivações necessáriasà realização de um ECG clínico para diagnósticos mais completos;• desenvolvimento de uma nova versão, contemplando o processamento on-linede ECGs;• geração de arquivos no formatoWFDB (wave form data base), padrão utilizadopara geração de massa de dados abertas à comunidade cientíca.

Apêndice ADiagramas Elétricos

79

80

81

82

83

Apêndice BLayout

84

85

Figura B.1: layout do protótipo.

86

(a) (b)Figura B.2: vista 3D do protótipo (a) lado top e (b) lado bottom.

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