FERNANDA HIROMI IWAI OKABE - UEL · 2011-11-28 · sinal de ECG utilizados neste projeto, montados principalmente a partir de amplificadores operacionais. Capítulo 4: Neste capítulo

FERNANDA HIROMI IWAI OKABE

MÓDULO DIDÁTICO PARA OBTENÇÃO DE ELETROCARDIOGRAMA

LONDRINA

2011



Trabalho de Conclusão de Curso apresentado ao Departamento de Engenharia Elétrica da Universidade Estadual de Londrina. Orientador: Prof. Dr. Ernesto Fernando Ferreyra Ramírez Co-orientador: Prof. Dr. Walter Germanovix

LONDRINA 2011



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

COMISSÃO EXAMINADORA

____________________________________ Prof. Dr. Ernesto Fernando Ferreyra Ramírez

Universidade Estadual de Londrina

____________________________________ Prof. Dr. Walter Germanovix


____________________________________ Profa. Dra. Silvia Galvão de Souza Cervantes


Londrina, _____de ___________de _____.

Dedicatória

Dedico a todas as pessoas que passaram por

minha vida e que de alguma forma contribuiram

para que eu pudesse desenvolver este

trabalho, seja com conselhos, exemplos de

vida, amizade, lições ou apoio.

AGRADECIMENTOS

Agradeço à minha família que sempre me incentivou a concluir meus

projetos e me deu forças para que eu continuasse, apesar das dificuldades

encontradas.

Agradeço ao Professor Ernesto, que sempre demonstrou muita energia e

alegria em ensinar, me estimulando a superar minhas limitações, contribuindo não

só para minha formação profissional como pessoal.

Agradeço ao Professor Walter por compartilhar de seu tempo e

conhecimento, contribuindo de maneira significativa para a conclusão deste

projeto.

Agradeço a todos os professores com os quais tive contato durante a

minha graduação e que ao longo dos anos me transmitiram os conhecimentos e

ensinamentos necessários para a realização deste trabalho.

Agradeço ao Regis por sua atenção, paciência e companheirismo em todas

as etapas deste projeto, me incentivando a buscar novos conhecimentos e me

transmitindo tranquilidade.

Agradeço ao Luiz e ao Cristiano que estiveram sempre dispostos a ajudar e

a contribuir para a conclusão deste projeto.

Agradeço aos meus amigos, os quais sem perceber me proporcionaram

grandes momentos, alegria e disposição para prosseguir em meus objetivos.

OKABE, Fernanda Hiromi Iwai. Módulo Didático para Obtenção de Eletrocardiograma. 2011. 79 p. Trabalho de Conclusão de Curso (Graduação em Engenharia Elétrica) – Universidade Estadual de Londrina, Londrina, 2011.

RESUMO

Os avanços crescentes no campo da Engenharia Biomédica têm demandado

profissionais capazes de gerir e contribuir com o desenvolvimento científico desta

área. Desta maneira, a disciplina de Engenharia Biomédica busca capacitar

futuros profissionais com as experiências e conhecimentos adequados para

acompanhar as mudanças atuais. Com o objetivo de auxiliar o aprendizado nas

aulas de Engenharia Biomédica do curso de Engenharia Elétrica, foi

implementado um módulo didático para aquisição do sinal de ECG

(eletrocardiograma). O projeto consiste em um circuito de aquisição, amplificação

e filtragem do sinal de ECG. Os sinais obtidos demonstraram a validade de dar

continuidade a este projeto com a adição de melhorias que aumentem a

qualidade dos sinais adquiridos e o processo de aprendizado.

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

Engenharia Elétrica.

OKABE, Fernanda Hiromi Iwai. Didactic Module for Electrocardiogram Obtaining. 2011. 79 p. Trabalho de Conclusão de Curso (Graduação em Engenharia Elétrica) – Universidade Estadual de Londrina, Londrina, 2011.

ABSTRACT

Increasing advancements in Biomedical Engineering field have required

professionals able to manage and contribute to scientific development in this area.

Thus, Biomedical Engineering discipline seeks to instruct future professionals with

proper experiences and updated knowledge. In order to assist in learning of

Biomedical Engineering lessons of Electrical Engineering course, it was

implemented a teaching module for ECG (electrocardiogram) signal acquisition.

The project consists of a circuit for acquisition, amplification and filtering of ECG

signal. The signals obtained demonstrated the validity of continuing this project

with the addition of improvements that enhance the quality of acquired signals and

learning process.

Key words: Biomedical Engineering, electrocardiography, EKG, Electrical

Engineering Education.

LISTA DE FIGURAS

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

Figura 2: Coração. ................................................................................................ 18

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

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

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

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

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

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

Figura 9: Amplificador de Instrumentação. ........................................................... 31

Figura 10: Buffer. .................................................................................................. 33

Figura 11: Amplificador Inversor. .......................................................................... 34

Figura 12: Somador Inversor. ............................................................................... 34

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

Figura 14: Filtro passa-baixas. ............................................................................. 37

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

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

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

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

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

Figura 20: Eletrodo Descartável Solidor. .............................................................. 42

Figura 21: INA101. ............................................................................................... 43

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Figura 33: Bottom. ................................................................................................ 58

Figura 34: Top Silk. .............................................................................................. 58

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

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

Figura 37: Saída S1. ............................................................................................ 60

Figura 38: Saída S2. ............................................................................................ 61

Figura 39: Saída S3. ............................................................................................ 62

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

Figura 41: Saída S4. ............................................................................................ 63

Figura 42: Saída S5. ............................................................................................ 64

Figura 43: Saída S6. ............................................................................................ 65

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

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

Figura 46: Ruído no sinal S2. ............................................................................... 67

Figura 47: Simulação para a faixa de rejeição de 59 a 61 Hz para R7=R8=10kΩ. ............................................................................................................................. 73





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





LISTA DE TABELAS

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

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

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

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

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

Tabela 6: Pontos C1 e C2 do filtro rejeita-faixa. ................................................... 53

LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS

ANVISA - Agência Nacional de Vigilância Sanitária

ECG – Eletrocardiograma

EMG - Eletromiografia

CMRR - Razão de Rejeição de Modo Comum (Commom Mode Rejection Ratio)

SUMÁRIO

1. Apresentação ................................................................................................... 12

1.1 Introdução ...................................................................................................... 12

1.2 Objetivos ........................................................................................................ 13

1.3 Objetivos Específicos ..................................................................................... 14

2. Revisão de Literatura ....................................................................................... 15

2.1 Eletrocardiografia ........................................................................................... 15

2.1.1 Histórico ................................................................................................... 15

2.1.2 Fisiologia Cardíaca .................................................................................. 18

2.1.3 Sinal de ECG ........................................................................................... 20

2.1.3.1Derivações .......................................................................................... 23

2.1.3.2 Interferências no sinal de ECG .......................................................... 29

2.1.4 Características típicas de um eletrocardiógrafo ....................................... 30

2.2 Circuitos de Condicionamento do Sinal .......................................................... 30

2.2.1 Amplificador de Instrumentação ............................................................... 30

2.2.2 Buffer ....................................................................................................... 33

2.2.3 Amplificador Inversor de Tensão .............................................................. 33

2.2.4 Amplificador Somador .............................................................................. 34

2.2.5 Filtros Ativos............................................................................................. 35

2.2.5.1 Filtro Passa-Baixas ............................................................................ 36

2.2.5.2 Filtro Passa-Altas ............................................................................... 37

2.2.5.3 Filtro Passa-Faixa .............................................................................. 39

3. Materiais e Métodos ......................................................................................... 41

3.1 Sistema Proposto ........................................................................................... 41

3.1.1 Eletrodos .................................................................................................. 41

3.1.2 Amplificador de Instrumentação ............................................................... 42

3.1.3 Filtro Passa-Faixa .................................................................................... 44

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

3.1.4.1 Filtro Passa-Faixa .............................................................................. 48

3.1.4.2 Buffer ................................................................................................. 50

3.1.4.3 Circuito somador inversor .................................................................. 50

3.1.5 Filtro Passa-Baixas .................................................................................. 53

4. Resultados e Discussão ................................................................................... 57

4.1 Montagem ...................................................................................................... 57

4.2 Sinais.............................................................................................................. 60

4.2.1 Saída S1 .................................................................................................. 60

4.2.2 Saída S2 .................................................................................................. 61

4.2.3 Saída S3 .................................................................................................. 62

4.2.4 Saída S4 .................................................................................................. 63

4.2.5 Saída S5 .................................................................................................. 64

4.2.6 Saída S6 .................................................................................................. 65

5. Conclusão ........................................................................................................ 69

6. Sugestões de Trabalhos Futuros ..................................................................... 70

7. Referências ...................................................................................................... 71

Apêndice A ........................................................................................................... 73

12

1. Apresentação

1.1 Introdução

A Engenharia Biomédica encontra-se em expansão e é

fundamental para o desenvolvimento de tecnologias na área da saúde e

melhorias no ambiente hospitalar. Por se tratar de uma área interdisciplinar, a

Engenharia Biomédica contribui para a compreensão da grande quantidade de

informação gerada pelas pesquisas de diferentes campos e na integração destas,

gerando soluções inovadoras que se traduzem em produtos comerciais e técnicas

aplicáveis.

O avanço da tecnologia médica levou à necessidade de

profissionais para operação, manutenção e gerenciamento de equipamentos cada

vez mais complexos e diversos. O progresso científico nesta área pressupõe a

realização de programas para capacitar profissionais com formação e

experiências adequados. Garante-se, dessa forma, a utilização eficaz dos

conhecimentos dentro de um ambiente médico-hospitalar (NOHAMA; BORSATO,

1996).

Um dos objetivos da Engenharia Clínica, que é uma subárea da

Engenharia Biomédica, é fazer com que o aluno seja capaz de entender o

funcionamento básico de equipamentos médicos. Dessa forma, este projeto

propõe o desenvolvimento de um protótipo para aquisição do sinal de

eletrocardiograma para fins didáticos, com o objetivo de auxiliar o aprendizado

nas aulas da disciplina de Engenharia Biomédica da Universidade Estadual de

Londrina.

A grande importância do eletrocardiógrafo para os

estabelecimentos assistenciais à saúde é evidenciada por uma pesquisa realizada

após a publicação da resolução RDC nº 02/2010 por parte da ANVISA (Agência

Nacional de Vigilância Sanitária). Esta resolução determina que os

estabelecimentos de saúde devem definir e padronizar critérios para cada etapa

do gerenciamento das tecnologias em saúde, o que motivou uma pesquisa sobre

13

a gestão da tecnologia envolvendo eletrocardiógrafos. Através deste estudo,

identificou-se que as atividades de planejamento de aquisição, treinamento de

usuários, manutenções preventiva e corretiva ainda apresentam falhas.

(VENEZIANO; SANTOS, 2011).

O ensino da Engenharia Biomédica procura diminuir estas

deficiências e proporcionar ao aluno conhecimentos que serão úteis em sua área

de atuação.

Este trabalho está organizado da seguinte forma:

Capítulo 2: Revisão de literatura sobre a eletrocardiografia, incluindo seu

histórico, a fisiologia cardíaca, as derivações, análise do sinal de ECG e as

características típicas de um eletrocardiógrafo.

Capítulo 3: Revisão de literatura sobre os circuitos de condicionamento do

sinal de ECG utilizados neste projeto, montados principalmente a partir de

amplificadores operacionais.

Capítulo 4: Neste capítulo são apresentados os materiais e métodos

utilizados no desenvolvimento deste projeto.

Capítulo 5: São apresentados os resultados e a discussão referentes ao

módulo de aquisição de ECG.

Capítulo 6: Neste capítulo são feitas as conclusões do trabalho

desenvolvido.

Capítulo 7: São apresentadas sugestões para trabalhos futuros com

objetivo de melhorar e dar continuidade a este projeto.

1.2 Objetivos

O objetivo geral deste trabalho foi a implementação de um módulo

para aquisição do sinal de ECG que auxiliasse no aprendizado das aulas da

disciplina de Engenharia Biomédica do curso de Engenharia Elétrica da

Universidade Estadual de Londrina, tornando os estudantes mais familiarizados

com os instrumentos e conceitos utilizados pelos profissionais da área.

14

1.3 Objetivos Específicos

Estudo e implementação do protótipo eletrocardiográfico.

Estudo e implementação de filtros para a retirada de ruídos do sinal

captado pelo eletrocardiógrafo.

15

2. Revisão de Literatura

2.1 Eletrocardiografia

2.1.1 Histórico

O desenvolvimento da eletrocardiografia ao longo dos anos

proporcionou grandes avanços na detecção de doenças coronarianas. O

surgimento e desenvolvimento da eletrocardiografia são creditados a vários

pesquisadores ao longo da história.

Em 1791, Luigi Galvani publicou, em seu trabalho

“Commentarius”, a descoberta da existência de fenômenos elétricos em animais.

Em seu experimento, um fio metálico era inserido no canal vertebral da metade

inferior de uma rã com seus nervos e músculos expostos. Ao aproximá-la de uma

máquina eletrostática e tocando com seu escalpelo o nervo de sua coxa

observou-se contração nas pernas da rã (SCHWARZ, 2009).

Em 1842, o físico italiano Carlo Matteucci, utilizando as mesmas

técnicas empregadas por Galvani sobre um coração pulsátil, observou que uma

corrente elétrica acompanhava cada contração cardíaca. Assim, em 1843, o

fisiologista alemão Emil DuBois-Reymond confirmou esta descoberta ao

descrever o potencial de ação do coração (GIFFONI; TORRES, 2010).

Os fisiologistas Rudolpfh Von Koelliker e Heirinch Muller, ao

darem continuidade aos estudos descritos por Matteucci, puderam visualizar a

sístole e a diástole cardíacas, e registrar o primeiro potencial de ação cardíaco em

1856 (GIFFONI; TORRES, 2010).

O físico francês Gabriel Lippman desenvolveu, em 1872, o

eletrômetro capilar, que consistia de um tubo com mercúrio imerso em ácido

sulfúrico. Dessa forma, através da variação que o ácido sulfúrico provoca na

superfície do mercúrio era possível registrar a diferença de potencial entre eles

em papel fotográfico. Com isso, o equipamento adquiria sinais elétricos do

coração diretamente da pele, mas possuía uso limitado por não apresentar

funcionamento adequado em altas frequências (SCHWARZ, 2009).

16

Em 1878, os fisiologistas britânicos John Burdon Sanderson e

Frederick Page descobriram, através do eletrômetro capilar, duas fases do ciclo

cardíaco: a despolarização e a repolarização (GIFFONI; TORRES, 2010).

Em 1887, enquanto trabalhava no St. Mary’s Hospital em Londres,

o fisiologista Augustus D. Waller, utilizando o eletrômetro capilar em seus

experimentos, conectou eletrodos no tórax e pôde fazer as seguintes

observações: cada batimento cardíaco era acompanhado por uma oscilação

elétrica; a atividade elétrica precedia a contração cardíaca; e com os membros

submersos em soluções salinas era possível registrar os potenciais elétricos

(GIFFONI; TORRES, 2010). Apesar de não acreditar que seus estudos pudessem

ter aplicação clínica, o primeiro eletrocardiograma humano foi registrado por

Waller ao fixar o eletrômetro capilar a um projetor. O traçado do sinal elétrico era

projetado numa máquina fotográfica movimentada por um trem de brinquedo

(SCHWARZ, 2009). Seu trabalho foi apresentado no Primeiro Congresso

Internacional de Fisiologistas na Suíça, em 1889, o qual levou Willem Einthoven a

fazer pesquisas com o eletrômetro capilar desenvolvido por Lippman (GIFFONI;

TORRES, 2010).

Para solucionar problemas na aquisição do eletrocardiograma,

Einthoven desenvolveu o galvanômetro de corda que consolidou a

eletrocardiografia, tendo sido de grande importância os trabalhos anteriores do

físico francês Arsène D’Arsonval e do engenheiro francês Clement Ader que

utilizavam o galvanômetro para telégrafos (GIFFONI; TORRES, 2010).

O equipamento de Einthoven, mostrado na Figura 1, era formado

por um filamento de quartzo recoberto por prata pesando um milionésimo do

grama, sendo capaz de responder à 10-12 Ampère [A]. Este filamento era exposto

ao campo magnético de um eletroímã e os eletrodos consistiam em baldes com

soluções salinas. O equipamento pesava cerca de 270 kg e precisava ser

operado por cinco pessoas. A corrente elétrica do potencial cardíaco era capaz de

mover o filamento, variando com a magnitude e direção desta corrente. Este

movimento era projetado num filme fotográfico rodando a uma velocidade de 25

mm/s (GIFFONI; TORRES, 2009).

17

Figura 1: Fotografia do eletrocardiógrafo de Einthoven.

Fonte: SCHWARZ, 2009.

Localizado no laboratório da Universidade de Leyden, distante do

hospital universitário, o trabalho de Einthoven foi apresentada pela primeira vez

em 1901, e então, de forma mais aprofundada em 1903. Um colega de Einthoven,

Johannes Bosscha, sugeriu que ele transmitisse os impulsos elétricos adquiridos

no hospital até o laboratório. Assim, em 1905, utilizando a linha telefônica,

Einthoven realizou o primeiro teleeletrocardiograma. Através de um microfone

conectado ao tórax do paciente, inaugurou também telefonocardiograma. Era o

início da telemedicina. Einthoven introduziu mais tarde, em 1913, a

vetocardiografia, no qual utilizava o conceito de vetor cardíaco na distinção entre

hipertrofias e mudanças na posição do coração. (GIFFONI; TORRES, 2010).

Por todos os seus trabalhos desenvolvidos com o galvanômetro

de corda, Einthoven recebeu o prêmio Nobel de Fisiologia e Medicina em 1924,

sendo considerado atualmente, o pai da eletrocardiografia.

18

2.1.2 Fisiologia Cardíaca

O coração é um órgão muscular localizados entre os pulmões,

acima do diafragma e apresenta quatro cavidades como mostrado na Figura 2: os

átrios direito e esquerdo, que são as cavidades superiores, e os ventrículos direito

e esquerdo, que são as cavidades inferiores. Os átrios e ventrículos são

separados por um septo vertical, não permitindo que o sangue venoso entre em

contato com o sangue arterial. Do lado esquerdo do coração, a válvula mitral

divide a cavidade atrioventricular e do lado direito é a válvula tricúspide que

cumpre este papel, estas válvulas possibilitam a passagem do sangue vindo do

átrio para o ventrículo.

Figura 2: Coração.

Fonte: SILVA, 2008.

O sangue arterial, rico em oxigênio e pobre em gás carbônico,

após circular por todo o corpo dá origem ao sangue venoso. O sangue venoso

entra no átrio direito através das veias cavas e passa pela válvula tricúspide para

o ventrículo direito. Do ventrículo direito, o sangue é bombeado para os pulmões.

Nos pulmões, o sangue venoso é oxigenado e se transforma em sangue arterial,

19

sendo direcionado pelas veias pulmonares para o átrio esquerdo. De lá, atravessa

a válvula mitral, alcançando o ventrículo esquerdo. Através da artéria aorta é

bombeado para o restante do corpo (SOUZA, 2007).

O ciclo cardíaco consiste de um período de contração, a sístole, e

outro de relaxamento, a diástole. Com a cavidade ventricular cheia, os ventrículos

contraem-se fechando as válvulas atrioventriculares e abrindo as válvulas da

aorta e do tronco pulmonar. A pressão sanguínea sistólica representa a mais alta

pressão durante esta fase. No fim deste período, as válvulas aórticas e

pulmonares são fechadas e a pressão ventricular cai abaixo da pressão atrial.

Então, as válvulas atrioventriculares são abertas e o sangue flui átrios para os

ventrículos, ocorrendo assim, a diástole ventricular (SOUZA, 2007).

Figura 3: Sistema de Condução Intracardíaco.

Fonte: SILVA, 2008.

O nódulo sinoatrial ou sinusal (SA) localiza-se no alto do átrio

direito, junto da veia cava superior como mostrado na Figura 3, e é responsável

por regular a atividade elétrica do coração, é ele quem determina a taxa do

batimento cardíaco. De acordo com a necessidade, o sistema nervoso estimula o

nódulo SA para que haja aumento ou diminuição da frequência cardíaca. As

células específicas localizadas nesta região caracterizam-se pela excitabilidade

20

elétrica que permite a propagação normal da atividade elétrica no coração,

bombeando o sangue de forma eficiente. As correntes geradas pela atividade

elétrica podem ser detectadas na superfície do corpo, possibilitando o exame

eletrocardiográfico (SILVA, 2008).

Os impulsos gerados no nódulo SA passam através de vias

atriais, fazendo com que os átrios se contraiam e seguem para o nódulo

atrioventricular (AV), tendo sua propagação ligeiramente retardada, fazendo com

que os ventrículos se encham de sangue. Em seguida, esta onda de

despolarização segue para o feixe de His, que é dividido nos ramos direito e

esquerdo, e através deles para o sistema de Purkinje chegando aos ventrículos

(SCHWARZ, 2009).

Quando as células cardíacas não recebem estímulos, ocorre o

potencial de repouso, que possui valor de aproximadamente -90 mV no interior da

célula. Durante o potencial de ação, os estímulos são transmitidos através de uma

rápida variação do potencial de repouso, passando do potencial negativo para o

positivo (GONÇALVES; ARAÚJO; DUQUE; 2010). No início do batimento

cardíaco, os poros na membrana celular se abrem permitindo a entrada de íons

Na+ e mais lentamente a entrada de Ca+. Assim, o potencial negativo torna-se

rapidamente positivo, causando a despolarização. Após um tempo, os canais da

célula se abrem permitindo a saída do íon K+, fazendo com que o potencial volte

a ser -90 mV, causando a repolarização. A passagem forçada de íons Na+ e K+ é

conhecida como bomba de potássio (SCHWARZ, 2009).

2.1.3 Sinal de ECG

O eletrocardiograma (ECG) é o registro das variações do

potencial elétrico durante a atividade cardíaca. As variações no potencial elétrico

são a soma algébrica dos potenciais de ação nas fibras do miocárdio e podem ser

adquiridas em qualquer parte do corpo devido à boa condutividade elétrica dos

fluidos corporais. O sinal de ECG é formado por ondas características,

apresentadas na Figura 4.

21

A frequência normal de uma pessoa em repouso é de 60 a 100

batimentos por minuto. O espectro de frequência varia de 0,01 a 200 Hz e a faixa

de amplitude de 0,2 a 4 mV (FONSECA, 2003).

Grande parte dos eletrocardiógrafos adquire o sinal de forma não-

invasiva, através de eletrodos que não causam dor, risco de choques elétricos ou

infecções (SCHWARZ, 2009).

Figura 4: Sinal elétrico do coração e suas constituintes.

Fonte: SOUZA, 2007.

Durante a onda P, que é gerada no nódulo SA, ocorre a

despolarização dos átrios, ou seja, há uma mudança do potencial de repouso que

é negativo para o potencial de ação, positivo. A primeira metade da onda

representa a despolarização do átrio direito e a segunda metade a do átrio

esquerdo. A repolarização atrial, que se caracteriza pelo retorno ao potencial de

repouso, acontece simultaneamente à despolarização ventricular, como esta

última possui amplitude maior, a primeira não é registrada (SILVA, 2008).

Anomalias presentes nos átrios como a taquicardia paroxística atrial (inversão da

polaridade da onda P durante o batimento acelerado), bloqueio sinoatrial ou

taquicardia paroxística nodal A-V, podem ser detectadas através da onda P

(SCHWARZ, 2009).

O intervalo PR corresponde ao início da ativação dos átrios até a

ativação dos ventrículos e pode ser utilizado para diagnosticar o bloqueio

completo cardíaco de primeiro grau, de segundo grau (quando há prolongamento

do intervalo e ausência de alguns batimentos), de terceiro grau, contrações atriais

22

prematuras e para determinar a gravidade de doenças como a febre reumática

(SCHWARZ, 2009).

O complexo QRS ocorre durante a despolarização dos ventrículos

e sua frequência fundamental na superfície do corpo é de aproximadamente 10

Hz. Grande parte das informações úteis para diagnóstico se encontra abaixo de

100 Hz em adultos e o complexo QRS em crianças possui componentes

importantes em até 250 Hz (ROSSOW, 2007). Através da análise do complexo

QRS, podem-se identificar problemas como o bloqueio intraventricular incompleto,

em que o complexo fica bastante modificado; e a contração ventricular prematura,

em que o complexo se prolonga e apresenta tensões acima do normal

(SCHWARZ, 2009).

O intervalo QT corresponde à duração total da sístole ventricular e

sua medição apresenta aplicações práticas na detecção da síndrome do QT longo

e da síndrome do QT curto e pré-diagnosticar arritmias ventriculares graves. O

índice de variabilidade do intervalo QT baseado no valor de dispersão temporal do

intervalo QT é utilizado para diagnosticar risco de morte súbita. (SCHWARZ,

2009).

A onda T ocorre durante a repolarização dos ventrículos e sua

frequência fundamental é de aproximadamente 1 a 2 Hz (ROSSOW, 2007).

Associada a mudanças na forma do complexo QRS, a inversão de usa polaridade

indica contração prematura dos ventrículos (SCHWARZ, 2009).

A onda U é uma deflexão pequena, seguindo a polaridade da

onda T, possui origem exata ainda desconhecida. Acredita-se que resulte da

recuperação do sistema His-Purkinje ou da recuperação do miocárdio em áreas

sem rede de Purkinje (CHAVES; MOREIRA, 2001).

O segmento ST começa no fim do complexo QRS e termina no

início da onda T. Este segmento possui o mesmo potencial do intervalo PR e

podem indicar infarto do miocárdio, se elevado, e isquemia coronariana se

inclinado ou deprimido (SCHWARZ, 2009).

No sinal eletrocardiográfico, os componentes de menor frequência

são os mais importantes para o diagnóstico. O sinal apresenta amplitude de 2 mV

e frequências harmônicas de amplitude significativas até 150 Hz. Berson e

Pipberger estabeleceram a frequência de corte inferior do sistema de filtragem em

23

0,05 Hz, valor geralmente usado em pesquisa e diagnósticos avançados. A banda

de frequências utilizada na eletrocardiografia clínica é de 0,05 Hz a 100 Hz, na de

monitorização a faixa é de 0,5 Hz a 50 Hz (SCHWARZ, 2009).

2.1.3.1Derivações

A diferença de potencial elétrico durante a atividade cardíaca

pode ser obtida através de eletrodos. A combinação do posicionamento dos

eletrodos para aquisição do sinal de ECG é chamada de derivação. Cada

derivação fornece uma representação diferente da atividade elétrica do coração e

sua escolha é muito importante na identificação de anormalidades no músculo

cardíaco, já que há derivações que podem evidenciá-los e outras em que não é

possível detectá-los. Os principais modos de posicionamento dos eletrodos para a

aquisição do sinal de ECG são o sistema de Einthoven e as montagens

unipolares de Goldberg e de Wilson (SCHWARZ, 2009).

2.1.3.1.1 Sistema de Derivações de Einthoven

O sistema de derivação de Einthoven mostrado na Figura 5, foi

proposto em 1912 e consiste na padronização do posicionamento de três

eletrodos: no braço direito (RA), no braço esquerdo (LA) e na perna esquerda

(LL). O triângulo formado pelos eletrodos é chamado de triângulo de Einthoven e

cada um dos eixos de projeção do triângulo equilátero forma uma derivação

bipolar com o coração localizado no centro.

Para se obter a derivação I, o terminal negativo do

eletrocardiógrafo é conectado ao braço direito, e o terminal positivo ao braço

esquerdo. Quando o ponto no qual o braço direito se liga ao tórax está

eletronegativo em relação ao ponto onde o braço esquerdo se liga, o sinal é

registrado positivo, em caso contrário, registra negativamente (SOUZA, 2007).

Para a derivação II, o terminal negativo do eletrocardiógrafo é

conectado ao braço direito e o terminal positivo à perna esquerda. Quando o

braço direito está negativo em relação à perna esquerda, o sinal é positivo

(SOUZA, 2007).

24

Para a derivação III, o terminal negativo do eletrocardiógrafo é

conectado ao braço esquerdo e o terminal positivo à perna esquerda. Dessa

forma, quando o braço esquerdo é negativo em relação à perna esquerda, o sinal

registrado é positivo (SOUZA, 2007).

Figura 5: Sistema de Derivações de Einthoven.

Modificado de: SCHWARZ, 2009.

De acordo com ROSSOW (2007), a tensão medida em cada uma

das derivações corresponde à projeção do coração. Os sinais registrados pelas

derivações do Triângulo de Einthoven são:

Derivação I:

Derivação II:

Derivação III:

Onde:

25

Essa orientação foi baseada na Segunda Lei de Kirchoff que

afirma que num circuito fechado, a soma das diferenças de potencial é igual a

zero. Portanto, as tensões das derivações possuem a seguinte relação:

2.1.3.1.2 Terminal Central de Wilson

Frank Norman Wilson estudou como definir potenciais

eletrocardiográficos unipolares. Para isso, ligou os mesmos terminais do triângulo

de Einthoven a um terminal central através de resistores de 5 kΩ (ROSSOW,

2007). Somando-se as correntes que deixam o terminal central tem-se:

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

potenciais que o formam:

onde:

A partir desta relação, pode-se encontrar as derivações de

Wilson:

Onde:

26

2.1.3.1.3 Sistema Derivações Precordiais de Wilson

Por volta de 1930, Wilson propôs um sistema de derivações

unipolares a fim de obter um melhor sinal de ECG como mostrado na Figura 6.

Neste sistema há seis derivações precordiais, nomeadas de V1 a V6 que são

obtidas ligando-se o eletrodo negativo ao terminal central de Wilson e o eletrodo

positivo sucessivamente sobre as seis posições (SOUZA, 2007):

V1: quarto espaço intercostal, à direita do esterno;

V2: quarto espaço intercostal, à esquerda do esterno;

V3: a meio caminho dos pontos V2 e V3;

V4: quinto espaço intercostal esquerdo, na linha clavicular média;

V5: quinto espaço intercostal esquerdo, na linha axilar anterior;

V6: quinto espaço intercostal esquerdo, na linha axilar média.

Figura 6: Sistema de Derivações Precordiais de Wilson.


A derivação precordial registra todos os eventos elétricos do ciclo

cardíaco. Wilson provou matematicamente que era possível registrar a atividade

elétrica do coração em qualquer parte do corpo, valorizando a eletrocardiografia

(SCHWARZ, 2009).

27

2.1.3.1.4 Sistema de Derivações de Goldberg

Em 1942, Emanuel Goldberger propôs um sistema de derivações

unipolares que substituia as derivações de Wilson pelas derivações aumentadas:

aVL, aVR e aVF. Os sinais das derivações eram ampliadas eliminando-se a

resistência que liga o terminal central de Wilson ao terminal medido. (ROSSOW,

2007).

Figura 7: Sistema de Derivações de Goldberg.


A equação da tensão da derivação aumentada aVR, na Figura 7,

é dada por:

onde:

Da mesma forma:

28

Onde:

Estas derivações pode ter amplitudes até 50% maiores que as

precordiais (SCHWARZ, 2009).

2.1.3.1.5 Sistema de 12 derivações

O sistema mais usado clinicamente é o de 12 derivações formado

pelas derivações I, II, III (Derivações de Einthoven), aVR, aVL, aVF (Derivações de

Goldberger), V1, V2, V3, V4, V5 e V6 (Derivações Precordiais) com mostrado na

Figura 8. Este conjunto permite a obtenção de uma representação tridimensional

da atividade elétrica cardíaca (CHAVES; MOREIRA, 2001).

Figura 8: Sistema de 12 Derivações.


29

2.1.3.2 Interferências no sinal de ECG

Diversos fatores podem influenciar o sinal de ECG, desde

interferências externas até o próprio corpo do paciente (CEB, 2002). Algumas das

principais fontes de interferência são:

Rede Elétrica: A frequência de 60 Hz da rede elétrica e ondas harmônicas

superiores causam indução eletromagnética.

Interferência Eletromagnética: Dispositivos elétricos e eletrônicos próximos

causam interferência e os fios ligados aos eletrodos do ECG atuam como

antenas na captação deste sinal.

Mau contato dos eletrodos e artefatos de movimento: A variação do contato

dos eletrodos com a pele altera a linha de base do sinal de ECG ou insere

ruídos. A amplitude do ruído ou artefato, assim como sua duração é

variável.

Potenciais de pele: A conexão da pele ligada ao eletrodo através de gel

pode acumular potenciais superiores a 25 mV. Os potenciais de pele

podem ser reduzidos pela raspagem da pele, eliminando sua camada

morta superficial ou punção que ultrapassa a barreira de outras camadas

da pele, aumentando o contato elétrico.

Contração muscular: Os potenciais de ação da musculatura esquelética

possuem a mesma faixa de amplitude do ECG. Sinais típicos de

eletromiografia (EMG) podem ser gerados e misturados ao sinal de ECG.

Muitas vezes, recomenda-se que o paciente esteja deitado, em repouso e

relaxado, pois quaisquer movimentos musculares podem alterar o registro.

Respiração: Variações na respiração também alteram a linha de base do

sinal.

30

2.1.4 Características típicas de um eletrocardiógrafo

O eletrocardiógrafo amplifica, elimina ruídos e exibe o sinal

elétrico do coração sem alterar a sua forma de onda. Por conta da baixa

amplitude e frequência do sinal, o eletrocardiógrafo deve: operar numa faixa de

frequências específica para evitar interferência, possuir alta impedância de

entrada, geralmente maior que 10 MΩ e amplificadores diferenciais com alta

razão de rejeição de modo comum (CMRR – Commom Mode Rejection Ratio)

(SILVA, 2008).

2.2 Circuitos de Condicionamento do Sinal

Devido à grande quantidade de ruído inserida durante a aquisição

do sinal de ECG, circuitos que de condicionamento do sinal são necessários para

amplificação e filtragem do sinal adquirido sem alterar sua forma de onda original.

2.2.1 Amplificador de Instrumentação

Um amplificador de instrumentação caracteriza-se pela alta

impedância de entrada, alta razão de rejeição de modo comum (CMRR –

Commom Mode Rejection Ratio) e possui ganho limitado para prevenir

saturações pelos níveis de corrente contínua na entrada.

Para que o amplificador de instrumentação realize uma perfeita

conversão de entrada diferencial para a saída, é preciso que apenas os sinais de

modo diferencial sejam amplificados, rejeitando a componente de modo comum

aos sinais de entrada. A CMRR, normalmente expressa em decibéis (dB) é a

razão entre o ganho do amplificador para sinais diferenciais e o ganho para sinais

de modo comum dado por:

onde:

31

A maior parte da estática, da interferência e de outros tipos de

sinais indesejados captados está em modo comum, e um amplificador com alta

CMRR discrimina estes sinais, evitando que sejam amplificados.

Outra condição, é que as entradas do amplificador de

instrumentação apresentem impedâncias altas e casadas. Para isso, pode-se

utilizar a configuração padrão para amplificadores de instrumentação mostrada

na Figura 9, que apresenta baixo nível de geração de ruído e baixa deriva

térmica.

Figura 9: Amplificador de Instrumentação.

Modificado de: FERREYRA, 2011.

Como a impedância de entrada deste circuito é muito alta,

podemos considerar:

Assim,

onde:

Dessa forma,

e

32

Logo:

O ganho do estágio de entrada é dado por:

Por definição do amplificador operacional, temos

Assim:

e

Como :

Se

Então, o ganho do amplificador diferencial é dado por:

Dessa forma, o ganho total do amplificador de instrumentação é

dado por:

33

2.2.2 Buffer

O buffer mostrado na Figura 10 é um amplificador usado para

isolar o sinal de entrada de uma carga. Apresenta ganho unitário, sem inversão

de fase ou polarização, agindo como um circuito ideal de impedância de entrada

muito alta e baixa impedância de saída.

Figura 10: Buffer.

Fonte: LIRA, 2011.

2.2.3 Amplificador Inversor de Tensão

O amplificador inversor mostrado na Figura 11 é uma das

configurações mais utilizadas e sua tensão de saída é dada por:

O amplificador inversor permite controlar o ganho de tensão

desejado (MALVINO, 2005).

34

Figura 11: Amplificador Inversor.

Modificado de: KLEINKE, 2001.

2.2.4 Amplificador Somador

A configuração básica do amplificador somador inversor é

mostrada na Figura 12.

Figura 12: Somador Inversor.


A tensão de saída deste circuito é dada por:

35

Se os resistores R1 e R2 forem iguais, temos:

2.2.5 Filtros Ativos

A principal característica de um filtro é sua sensibilidade à

frequência do sinal, ou seja, sua seletividade. A curva de resposta em frequência

é uma representação gráfica da amplitude do sinal na saída de um filtro, em

função da frequência do sinal aplicado em sua entrada.

Segundo Sedra e Smith (2004), o projeto de filtros é uma das

poucas áreas da engenharia que possui uma teoria completa para seu

desenvolvimento, começando com a especificação e terminando com a execução

do circuito.

Os filtros passivos possuem a tecnologia mais antiga para

execução de filtros, porém não funcionam bem em baixas frequências até 100

kHz em corrente contínua. Em frequências mais baixas os indutores, utilizados

em filtros passivos, se tornam muito volumosos e suas características não são

ideais.

Os filtros ativos utilizam amplificadores operacionais em conjunto

com resistores e capacitores e é possível obter grande amplificação do sinal de

entrada, principalmente quando este for um sinal de nível muito baixo. O projeto

em cascata é um dos mais populares para este tipo de filtro, ligando-se os filtros

de primeira e de segunda ordens em cascata pode-se obter filtros de ordens mais

altas. A impedância de saída do filtro ativo é muito baixa, o que possibilita a

ligação em cascata, porém o amplificador operacional limita a operação em altas

frequências.

36

2.2.5.1 Filtro Passa-Baixas

O filtro passa-baixas deixa passar apenas os sinais que se

encontram abaixo da frequência de corte do filtro, após esta frequência há uma

atenuação do sinal como representado na Figura 13.

A frequência de corte de um filtro é geralmente definida como a

frequência à qual a potência do sinal de saída é metade da potência do sinal de

entrada. Dado que a potência é proporcional ao quadrado da tensão, nesta

frequência, a tensão de saída tem aproximadamente 70,7% do valor da tensão de

entrada.

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

Fonte: SILVA, 2007.

Na Figura 14 tem-se a configuração de um filtro ativo passa-

baixas a partir do circuito integrador.

37

Figura 14: Filtro passa-baixas.


Sua frequência de corte é dada por:

sendo definida como a frequência correspondente a uma atenuação de 3 dB.

A função de transferência deste filtro é dada por:

2.2.5.2 Filtro Passa-Altas

Os filtros passa-altas comportam-se de maneira oposta à dos

filtros passa-baixas, permitindo a passagem dos sinais de frequência superior à

de corte, atenuando os de menor frequência.

Assim como no filtro passa-baixas, a banda de corte é definida a

partir de um valor mínimo de atenuação garantido pelo filtro a uma dada

frequência. A Figura 15 apresenta a curva aproximada e a curva próxima do real

de um filtro passa-altas.

38

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

Fonte: SILVA, 2007.

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

altas ativo.

Figura 16: Filtro passa-altas.


A frequência de corte deste filtro passa-altas ativo de primeira

ordem é dado por:


39

2.2.5.3 Filtro Passa-Faixa

Os filtros passa-faixa exibem duas frequências de corte, uma

superior e outro inferior. Estes filtros permitem a passagem de uma banda entre

estas duas frequências e atenuam as frequências fora dessa banda. A Figura 17

representa a curva aproximada e a curva próxima do real de um filtro passa-faixa.

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

Fonte: SILVA, 2007.

Um exemplo de filtro passa-faixa utilizando amplificador

operacional é mostrado na Figura 18.

Figura 18: Filtro passa-faixa.


40

Este filtro combina os filtros passa-altas e passa-baixas para a

obtenção da banda passante. Esta configuração não possui alta eficiência, sua

queda nas frequências de corte é pouco abrupta, mas ilustra de forma muito clara

o raciocínio a ser desenvolvido para a obtenção de soluções para filtros mais

complexos.

As frequências associadas aos conjuntos de resistências e

capacitores são dadas por:

Sendo temos:


A faixa de frequências de um filtro passa-faixa para aquisição do

sinal de eletrocardiograma deve eliminar os ruídos ambientais e biológicos sem

distorção do sinal. Os valores típicos dessa faixa para diagnóstico vão de 0,01 à

150 Hz (CEB, 2002).

41

3. Materiais e Métodos

3.1 Sistema Proposto

Após a revisão de literatura e a absorção dos conceitos

necessários, foi possível trabalhar no desenvolvimento do módulo didático para

aquisição do sinal de ECG. O circuito inicialmente montado em protoboard foi

testado e adaptado diversas vezes até que se chegasse à configuração final. O

sistema proposto consiste em um circuito para aquisição do sinal elétrico do

coração de acordo com diagrama de blocos da Figura 19.

Figura 19: Digrama de Blocos do Sistema Proposto.

3.1.1 Eletrodos

Os eletrodos possuem grande importância na aquisição do sinal

eletrocardiográfico, realizando a interface entre o corpo humano e o

eletrocardiógrafo. Dessa forma, devem ser bem fixados à pele, evitando

interferências. Neste projeto, utilizamos os eletrodos descartáveis para ECG

modelo MSGST-06 da marca Solidor mostrados na Figura 20. Estes eletrodos são

fabricados com tecnologia LEAD-LOK em espuma com gel sólido, que aumenta o

contato elétrico com a pele.

Eletrodos Amplificador de Instrumentação

Filtro Passa-Faixa Filtro Rejeita-

Faixa Filtro Passa-

Baixas

42

Figura 20: Eletrodo Descartável Solidor.

Para aquisição do sinal, são utilizados 3 eletrodos dispostos: na

perna direita; no braço direito; e no braço esquerdo. O sinal do braço direito é

ligado à entrada negativa de um amplificador de instrumentação (INA101, cujo

funcionamento será melhor descrito posteriormente) e o braço esquerdo à entrada

positiva. A perna direita é ligada ao mesmo referencial de terra do circuito para

evitar interferências de corrente. Dessa forma, obtemos a derivação I do sistema

idealizado por Einthoven.

3.1.2 Amplificador de Instrumentação

O amplificador de instrumentação é responsável por fornecer o

primeiro ganho ao sinal de ECG proveniente dos eletrodos que tem em torno de 1

mV de amplitude. Para esta montagem, foi utilizado o amplificador de

instrumentação INA101HP da Burr-Brown que possui características ideais para

amplificar sinais de baixa amplitude, alta acurácia, alta impedância de entrada e

alta rejeição de modo comum. O layout básico do INA 101 utilizado é mostrado na

Figura 21.

O sinal proveniente do eletrodo ligado ao braço direito é colocado

na entrada negativa do amplificador de instrumentação e o eletrodo ligado ao

braço esquerdo na entrada positiva.

43

Figura 21: INA101.

Fonte: Burr Brown Corporation, 1998.

O ganho G dado pelo INA101, de acordo com a folha de dados

(BURR BROWN CORPORATION, 1998), é obtido através da variação do resistor

externo RG:

Neste circuito, foram utilizados dois resistores de 5,6kΩ em

paralelo, em série com um potenciômetro de 10kΩ. O RG pode ser variado de 2,8

kΩ até 12,8 kΩ. Dessa forma, o ganho varia de acordo com a resistência aplicada.

O ganho máximo é dado por:

e o ganho mínimo por:

44

3.1.3 Filtro Passa-Faixa

Na construção do filtro passa-faixa, utilizou-se o amplificador

operacional LM741, considerado um dos circuitos integrados mais populares em

eletrônica devido ao seu baixo custo e fácil manuseio. O LM741 possui um ganho

de cerca de 100 mil e possui alta impedância de entrada, com impedância típica

de 2MΩ.

O filtro passa-faixa utilizado é formado pela combinação de um

filtro passa-altas e um filtro passa-baixa como mostrado na Figura 22.

O filtro passa-altas é formado pelos capacitores C1 de 220nF e

C2 de 680nF, com capacitância equivalente de 900nF, e do resistor R3 de 3,3MΩ.

A frequência de corte inferior deste filtro passa-faixa, utilizando a Equação 7, é

dada por:

O filtro passa-baixas é formado pelos resistores R6 de 150kΩ e

do capacitor C3 de 10 nF. A frequência de corte superior deste filtro passa-faixa,

utilizando a Equação 8, é dada por:

45

Figura 22: Filtro Passa-Faixa Implementado.

Após a implementação deste estágio, verificou-se uma grande

quantidade de ruído causado pela interferência do sinal de 60 Hz da rede elétrica

e interferência eletromagnética de outros equipamentos próximos.

3.1.4 Rejeita-Faixa de 60 Hz (Filtro Notch)

Para diminuir a interferência de 60 Hz da rede elétrica, foi

implementado um circuito que consiste em um filtro passa-faixa, um buffer e um

circuito somador inversor. O sinal de saída do filtro passa-faixa passa

simultaneamente por outro filtro passa-faixa e pelo buffer e a saída destes é

aplicada à entrada do somador inversor como mostra a Figura 23.

46

Figura 23: Componentes do Filtro Rejeita-Faixa.

O filtro passa-faixa utilizado no módulo para filtragem de ruído em

60 Hz, foi implementado com banda passante que varia de 54 a 66 Hz e tem seu

sinal de saída negativo. Este sinal, ao passar pelo somador, é subtraído do sinal

do buffer, eliminando assim a frequência de 54 à 66 Hz do sinal, resultando em

um filtro rejeita-faixa mostrado na Figura 24. Para a implementação deste módulo,

foram utilizados os amplificadores operacionais do circuito integrado LM324. O

LM324 possui carcaterísticas similares ao LM741 em velocidade e corrente de

entrada, mas possui a vantagem de ter quatro amplificadores em seu

encapsulamento que podem ser alimentados por uma única fonte de tensão

simétrica.

47

Figura 24: Circuito Rejeita-Faixa de 60 Hz.

A largura do filtro rejeita-faixa foi definida após simulações

realizadas no aplicativo Capture CIS do software OrCAD versão 10.0.

Através destas simulações que se encontram no apêndice A, optou-se pela faixa

de rejeição de 54 a 66 Hz, que apresentou o maior valor de atenuação

encontrado. Com uma entrada senoidal de 4 V de amplitude aplicada à sua

entrada, o módulo rejeita-faixa atenua o sinal em até 193 mV, com os valores de

capacitância C4=470 nF, C5=220 nF e de resistência R7=6,27 kΩ e R8=10,96 kΩ.

Nesta configuração, a atenuação está em torno de 28,32 dB, o que representa um

resultado razoável para a aplicação desejada.

48

3.1.4.1 Filtro Passa-Faixa

A faixa de frequências do filtro passa-faixa foi estabelecida entre

54 e 66 Hz, como visto anteriormente. Utilizando valores comerciais, definiu-se

C4= 470nF e utilizando a equação 7 para a frequencia de corte inferior:

Obteve-se Para a utilização de um valor comercial

próximo, adotou-se

Utilizando valores comerciais, definiu-se C5=220 nF e utilizando a

equação 8 para a frequencia de corte superior:

Obteve-se Para a utilização de um valor comercial

próximo, adotou-se

A simulação do filtro passa-faixa no software OrCAD para os

valores encontrados é mostrada na Figura 25.

Figura 25: Simulação do filtro passa-faixa.

Os pontos mostrados na Figura 25 encontram-se na Tabela 1.

49

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

Ponto Frequência Tensão

A1 60,13 Hz 3,87 V

A2 1,00 Hz 129,89 mV

A Figura 26 apresenta os valores de ganho em dB para os valores

estabelecidos com os seus pontos indicados na Tabela 2.

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

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

Ponto Frequência Ganho

B1 60,10 Hz 11,77 dB

B2 1,00 Hz -17,72 dB

Nesta configuração, este filtro passa-faixa permite a passagem de

frequências compreendidas entre 54 e 66 Hz e apresenta sinal saída negativo em

relação ao seu sinal de entrada. Porém, através da Figura 27 verifica-se que a

frequência de corte inferior está em 24,80 Hz e a frequência de corte superior

encontra-se em 144,80 Hz.

50

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

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


C1 24,80 Hz 8,77 dB

C2 144,80 Hz 8,77 dB

3.1.4.2 Buffer

Ao passar pelo filtro passa-baixa ativo, o sinal de saída sofre um

atraso em relação ao sinal de entrada devido ao tempo de resposta do

amplificador operacional LM324. Por essa razão, utilizou-se um buffer, utilizando

um amplificador operacional do mesmo circuito integrado LM324, que sofreria o

mesmo atraso em razão do tempo de resposta em sua saída.

3.1.4.3 Circuito somador inversor

O circuito somador inversor implementado neste projeto possui

todos os resistores com resistência de 10kΩ, não apresentado ganho, apenas

somando os sinais em suas entradas.

51

Realizando a simulação no software OrCad para os atuais valores

de resistência e capacitância estabelecidos, foi alcançado um desempenho

superior à simulação anterior como mostrado na Figura 28.

Figura 28: Simulação do filtro rejeita-faixa.

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

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

Ponto Frequência Tensão

A1 60,13 Hz 119,92 mV

A2 1,00 Hz 3,99 V

A representação em dB deste gráfico é mostrada na Figura 29.

52

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

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


B1 60,24 Hz -18,15 dB

B2 1,00 Hz 12,03 dB

A atenuação deste filtro é de 30,18 dB

O circuito somador inversor foi utilizado para somar as saídas do

filtro passa-faixa e do buffer. Como a saída do filtro passa-faixa é negativo, seu

sinal é subtraído do sinal de saída do buffer, resultando na filtragem do sinal. A

saída do circuito somado inversor projetado deveria corresponder à saída de um

circuito rejeita-faixa de rejeição que varia de 54 à 66 Hz, porém através da Figura

30, verificamos que a frequência de corte inferior encontra-se em 24,80 Hz e a

superior em144,80 Hz.

53

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

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


C1 24,80 Hz 9,03 dB

C2 144,80 Hz 9,03 dB

3.1.5 Filtro Passa-Baixas

Inicialmente, este módulo seria apenas um circuito inversor,

devido à inversão do sinal de saída do circuito somador inversor. Porém, além do

ruído em 60 Hz, verificou-se muita interferência no sinal de ruídos de alta

frequência. Com o objetivo de eliminar este ruído, foi implementado um filtro

passa-baixas de acordo com a Figura 31 e utilizou-se o quarto amplificador

operacional do circuito integrado LM324.

54

Figura 31: Filtro Passa-Baixas.

Nesta configuração, deve-se tomar cuidado para que o

potenciômetro de 100 kΩ não tenha sua resistência nula, estabelecendo um curto.

Considerando a resistência mínima do potenciômetro como 5 kΩ, a resistência

equivalente do potenciômetro e do resistor de 10 kΩ é de 3,33 kΩ. Utilizando a

Equação 4, a frequência de corte nesta configuração é dada por:

Considerando a resistência do potenciômetro igual a 100 kΩ, a

resistência equivalente do potenciômetro e do resistor de 10 kΩ é de 9,09 kΩ.

Utilizando a Equação 4, a frequência de corte nesta configuração é dada por:

Se considerarmos este circuito apenas como um inversor,

retirando a capacitância de 33 nF e utilizando a resistência equivalente de 3,33

kΩ, através da Equação 2 temos um ganho de:

55

Esta configuração estabelece um ganho unitário, sem amplificar o

sinal.

Retirando a capacitância de 33 nF e utilizando a resistência

equivalente de 9,09 kΩ, através da Equação 2 temos um ganho de:

Nesta configuração, o circuito inversor aumenta a amplitude de

seu sinal original.

A saída do filtro passa-baixa fornece a saída final do módulo para

aquisição do sinal de ECG. O esquemático do protótipo para aquisição de ECG

encontra-se na Figura 32. O circuito é alimentado com tensão de -12 e 12 V,

proveniente de uma fonte simétrica.

56

Figura 32: Esquemático do circuito de aquisição de ECG.

57

4. Resultados e Discussão

4.1 Montagem

Após a montagem e testes em protoboard, o projeto de layout da

placa de circuito impresso para o protótipo de eletrocardiógrafo, mostrado nas

Figura 33 e 34, foi desenvolvido no aplicativo PCB do software P-CAD versão

2006. Uma preocupação durante o seu desenvolvimento, foi não deixar as trilhas

estreitas para que não houvesse problemas futuros na utilização contínua da

placa em laboratório.

58

Figura 33: Bottom.

Figura 34: Top Silk.

59

Após a confecção da placa, os componentes foram soldados

resultando na placa da Figura 35.

Figura 35: Protótipo para aquisição do sinal de ECG.

As entradas do protótipo +Vcc e –Vcc corresponde a tensão de -

12 e 12 V aplicadas ao circuito e o GND ao referencial terra do circuito. A perna

direita deve ter seu eletrodo conectado ao mesmo referencial. As entradas RA e

LA correspondem, respectivamente, aos sinais provenientes dos eletrodos ligados

ao braço direito e ao braço esquerdo.

Para monitorar o funcionamento do circuito, foram alocados

pontos para medição na saída de cada estágio do circuito como mostrado na

Figura 32. Os pontos de medição foram estabelecidos da seguinte forma:

S1: Saída do circuito integrado do amplificador de instrumentação INA101;

S2: Saída do circuito integrado LM741 do filtro passa-faixa;

S3: Saída do filtro passa-faixa no circuito integrado LM324;

S4: Saída do buffer no circuito integrado LM324;

60

S5: Saída do circuito somador inversor no circuito integrado LM324;

S6: Saída do filtro passa-faixas no circuito integrado LM324.

Os resultados do sinal de cada uma das saídas foram obtidos

através do osciloscópio Tektronix TDS 210 e do osciloscópio da série 3000 da

Agilent mostrados na Figura 36.

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

4.2 Sinais

4.2.1 Saída S1

Figura 37: Saída S1.

61

A saída S1 mostrada na Figura 37 foi adquirida com o

osciloscópio Tektronix TDS 210, apresenta grande quantidade de ruído e não é

possível identificar o sinal elétrico do coração.

4.2.2 Saída S2


Com a filtragem do filtro passa-faixa, já é possível identificar o

sinal de eletrocardiograma na saída S2 mostrado na Figura 38, ainda com

bastante interferência. Já é possível observar que este sinal tem frequência de

aproximadamente 1,54 Hz e a pessoa medida estava com aproximadamente 92

batimentos por segundo.

62

4.2.3 Saída S3


A saída S3, na Figura 39, corresponde à saída do filtro passa-

faixa para o módulo rejeita faixa. A Figura 40 apresenta a imagem da saída S3

com a divisão por tempo em 50 ms. Através desta figura, podemos observar que

a frequência deste sinal é de aproximadamente 66,67 Hz, valor próximo da

frequência que desejávamos filtrar.

63

Figura 40: Saída S3 (50 ms/divisão).

4.2.4 Saída S4


64

A saída do buffer para o módulo rejeita-faixa, mostrada na Figura

41, apresenta as mesmas características do sinal de saída S2.

4.2.5 Saída S5


A saída S5 do circuito somador inversor para o módulo rejeita-

faixa, na Figura 42, apresenta sua saída invertida. Ainda podemos verificar a

grande quantidade de ruído causa pela interferência eletromagnética, mas é

possível perceber uma pequena melhora em relação à saída S2. Este sinal

apresenta frequência em torno de 1,6 Hz e no momento da medição, a pessoa

apresentava 96 batimentos por minuto.

65

4.2.6 Saída S6


A Figura 43 mostra o sinal da saída S6 obtido com o osciloscópio

da Tektronix. Após passar por todas as etapas de filtragem, grande parte do ruído

foi eliminada e é possível identificar o sinal com mais clareza. Este sinal

apresenta frequência em torno de 1,18 Hz e no momento da medição, a pessoa

apresentava aproximadamente 70 batimentos por minuto.

A Figura 44 mostra a saída final do protótipo de aquisição de ECG

obtido com osciloscópio Agilent. O sinal em verde corresponde à saída S6 e o

sinal em amarelo à saída S2, ainda com ruído em 60 Hz e o ruído em alta

frequência.

66

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

A Figura 45 apresenta a comparação do sinal de saída S6 (em

verde) com a presença do capacitor de 33 nF e sem o capacitor. É nítido o

aumento de ruído após a retirada do capacitor de 33 nF, o que demonstra o

correto funcionamento do filtro passa-baixas implementado.

67

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

Na Figura 46 pode-se perceber a presença da interferência do

sinal em 60 Hz no sinal S2 (em amarelo). O período deste ruído é de

aproximadamente 16,5 ms, que equivale à frequência de 60,6 Hz.

Figura 46: Ruído no sinal S2.

68

Os sinais obtidos demonstram o funcionamento do protótipo e a

grande quantidade de interferência inserida. Foram verificados ruídos

relacionados à frequência de 60 Hz da rede elétrica, aos artefatos de movimento,

os quais cessavam ao serem fixados os cabos ligados aos eletrodos, e à

interferência eletromagnética.

69

5. Conclusão

Com o intuito de montar um protótipo para aquisição de ECG que

pudesse ser utilizado nas aulas da disciplina de Engenharia Biomédica do curso

de Engenharia Elétrica da Universidade Estadual de Londrina, foi realizada

revisão de literatura acerca dos principais conceitos relacionados à

eletrocardiografia e à filtragem de sinais.

A montagem do protótipo eletrocardiográfico inclui conceitos em

Eletrônica e Engenharia Biomédica, utilizando técnicas empregadas em diversos

projetos da área e as adaptações necessárias ao seu desenvolvimento.

Através da implementação deste protótipo, conclui-se que a placa

apresenta fácil utilização, e usa materiais de fácil reposição. Os pontos de

medição nas saídas de cada estágio facilitam a aquisição de sinais e o

entendimento do funcionamento de cada um de seus módulos. O sinal

proveniente de cada saída demonstra a interferência inserida e a sua seqüente

filtragem.

Com a realização deste projeto, foi possível obter resultados

satisfatórios na aquisição do sinal de ECG. Os resultados obtidos demonstram a

validade de dar continuidade a este projeto, implementando melhorias e fazendo

ajustes que ajudem na qualidade do sinal obtido e no melhor aprendizado por

parte dos alunos.

70

6. Sugestões de Trabalhos Futuros

Como sugestões de trabalhos futuros, foram levantados os

seguintes pontos a serem aprimorados:

Projeto e implementação de um circuito de proteção do “paciente” com

isolador óptico para os eletrodos ligados à pessoa.

Utilização de cabos blindados ligados aos eletrodos, para evitar que os

cabos atuem como antenas captando os ruídos indesejáveis. Dessa forma,

é possível diminuir a área entre eles, reduzindo o efeito capacitivo que é

proporcional à área entre os cabos.

No circuito de filtro passa-baixas, a restrição de não deixar que o

potenciômetro tenha sua resistência nula não é garantida, o que pode

representar grande influência no sinal de saída. Uma solução é a ligação

de um resistor em série com o potenciômetro.

Melhorias no protótipo de forma a aumentar sua durabilidade em relação

aos danos causados por seu uso contínuo em laboratório.

Devido às variações na frequência cardíaca, movimentos e contração da

pessoa medida e a regulação do sinal para cada pessoa medida, os

resultados apresentaram algumas variações. Um simulador de ECG

forneceria o sinal sem grandes alterações e facilitaria a análise dos sinais.

Realização de um estudo sobre os ruídos que causam interferência no

sinal de ECG e um estudo mais aprimorado sobre filtros para sua

eliminação. Podendo ser desenvolvidos filtros de ordens mais altas a fim

de se realizar uma filtragem de sinais mais eficiente.

71

7. Referências

BURR-BROWN. High Accuracy INSTRUMENTATION AMPLIFIER. 1998.

Disponível em: <http://www.datasheetcatalog.org/datasheet/BurrBrown/mXryu

yt.pdf>. Acesso em: 05 de maio de 2011.

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

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

ROM.

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

Notas de Aula.

FERREYRA RAMÍREZ, Ernesto Fernando. Sistemas de Medição Biomédica,

jan/jun de 2011. 25 f. Notas de Aula.

FONSECA, André. Princípios de Aquisição de Sinais Bioelétricos. 2003. 52 f.

Trabalho de Conclusão de Curso (Graduação em Engenharia Elétrica) –

Universidade Estadual de Londrina, Londrina, 2003.

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

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

em: <http://www.medicina.ufmg.br/rmmg/index.php/rmmg/article/viewFile/230/

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

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

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KLEINKE, Maurício Urban. Filtro ativo passa-banda. 2001. Disponível em: <http:

//www.ifi.unicamp.br/~kleinke/f540/e_amp2.htm>. Acesso em: 10 de setembro de

2011.

72

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

de Aula.

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

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

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

<http://www.daeln.ct.utfpr.edu.br/arquivos/el6dc_artigo_nohama_sobre_eng_biom

edica.pdf>. Acesso em: 24 de maio de 2011.

ROSSOW, Alex. Um Sistema para Aquisição de Eletrocardiograma. 2007. 111

f. Trabalho de Conclusão de Curso (Graduação em Engenharia Elétrica) –

Universidade Federal do Espírito Santo, Vitória, 2007.

SCHWARZ, Leandro. Eletrocardiograma. Revista Ilha Digital, Florianópolis, v.1,

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SEDRA, Adel; SMITH, Kenneth. Microeletrônica. 4. ed. São Paulo: Makron

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SILVA, Márcio Cândido. Sistema para Avaliação de Conformidade de

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

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

SOUZA, Camila Borges. Segmentação de sinais de ECG. 2007.47 f. Trabalho

de Conclusão de Curso (Graduação em Engenharia Elétrica) – Universidade

Federal do Espírito Santo, Vitória, 2007.

VENEZIANO, W. H.; SANTOS, E. S. Estudo da Gestão de Tecnologia Envolvendo

Eletrocardiógrafos em Hospitais e Clínicas no Distrito Federal - Brasil. In: HEALTH

CARE EXCHANGES (PAHCE), PAN AMERICAN, 2011, Rio de Janeiro. Anais.

Rio de Janeiro: IEEE Catalog, 2011, p. 305.

73

Apêndice A

Foram realizadas diversas simulações com diferentes faixas de

rejeição no aplicativo Capture CIS do software OrCAD versão 10.0 para que se

pudesse estabelecer uma faixa com atenuação razoável.

Para a faixa de frequencia de 59 a 61 Hz, foram realizados os

seguintes cálculos na obtenção das resistência e capacitâncias utilizadas:

Estabelecendo R7=10 kΩ, encontrou-se C4=269,75 nF.

Para o limite superior:

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

A Figura 47 apresenta a simulação feita com os valores

encontrados e com uma entrada senoidal de 4V de amplitude. Através desta

simulação, percebe-se a pouca atenuação do sinal, esta faixa de rejeição

apresenta atenuação de 6,16 dB, tendo seu ponto A1 localizado em 60,13 Hz e

1,96 V.

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

Da mesma forma, estabelecendo R7=R8=10 kΩ foram feitas

simulações com as seguintes faixas de rejeição:

74

58 a 62 Hz


Esta faixa de rejeição apresenta atenuação de 6,29 dB, tendo seu

ponto A1 localizado em 60,13 Hz e 1,93 V.

56 a 64 Hz




54 a 66 Hz


75



52 a 68 Hz




Verifica-se que todas as simulações apresentaram atenuação

muito abaixo do esperado.

Em seguida, foram estabelecidos os valores de capacitores

C4=470nF e C5=220 nF e novas simulações com as seguintes faixas de rejeição

foram realizadas:

50 a 70 Hz

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

Esta faixa de rejeição apresenta atenuação de 19,20 dB, tendo

seu ponto A1 localizado em 58,80 Hz e 438 mV.

76

55 a 75 Hz




54 a 66 Hz




77

50 a 65 Hz



seu ponto A1 localizado em 57,50 Hz e 284mV.

45 a 75 Hz




Documents

FERNANDA HIROMI IWAI OKABE - UEL · 2011-11-28 · sinal de ECG utilizados neste projeto, montados principalmente a partir de amplificadores operacionais. Capítulo 4: Neste capítulo