Módulo de Obtenção de Eletrocardiograma Usando

Universidade Estadual de LondrinaCentro de Tecnologia e UrbanismoDepartamento de Engenharia Elétrica

Fernando Jum Ferreira Arai

Módulo de Obtenção de EletrocardiogramaUsando Microcontrolador PIC

Londrina2015

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Universidade Estadual de Londrina

Centro de Tecnologia e UrbanismoDepartamento de Engenharia Elétrica


Módulo de Obtenção de Eletrocardiograma UsandoMicrocontrolador PIC

Trabalho de Conclusão de Curso orientado pelo Prof. Dr. ErnestoFernando Ferreyra Ramírez intitulado “Módulo de Obtenção deEletrocardiograma Usando Microcontrolador PIC” e apresentadoà Universidade Estadual de Londrina, como parte dos requisitosnecessários para a obtenção do Título de Bacharel em EngenhariaElétrica.

Orientador: Prof. Dr. Ernesto Fernando Ferreyra Ramírez

Londrina2015

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Ficha Catalográfica

Fernando Jum Ferreira AraiMódulo de Obtenção de Eletrocardiograma Usando Microcontrolador PIC -Londrina, 2015 - 60 p., 30 cm.Orientador: Prof. Dr. Ernesto Fernando Ferreyra Ramírez1. ECG. 2. PIC. 3. Processamento de sinais. 4. Instrumentação Eletrônica.5. Engenharia Biomédica.I. Universidade Estadual de Londrina. Curso de Engenharia Elétrica. II.Módulo de Obtenção de Eletrocardiograma Usando Microcontrolador PIC.

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Módulo de Obtenção de EletrocardiogramaUsando Microcontrolador PIC

Trabalho de Conclusão de Curso apresentado ao Curso deEngenharia Elétrica da Universidade Estadual de Londrina,como requisito parcial para a obtenção do título de Bacharelem Engenharia Elétrica.

Comissão Examinadora

Prof. Dr. Ernesto Fernando FerreyraRamírez

Universidade Estadual de LondrinaPresidente

Prof. Dr. Aziz Elias Demian JuniorUniversidade Estadual de Londrina

Membro

Prof. Dr. Walter GermanovixUniversidade Estadual de Londrina

Membro

Londrina, 25 de fevereiro de 2016

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A todos que acreditaram em meu potencial e me motivaram no meio do caminho.

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Agradecimentos

Agradeço primeiramente à minha família. Muito obrigado à meus pais por me mos-trarem constantemente um exemplo de caráter, dedicação e carinho. Obrigado pai porser a primeira motivação desse trabalho, por sempre mostrar o peso da responsabilidadee caráter. Obrigado mãe pelo afeto, carinho e preocupação mostrados a todo momento.Sem o constante apoio e amor incondicional de vocês, em todos os momentos de dificul-dade e tristeza, comemorações e alegrias, nada disso seria possível.

Obrigado professor Ernesto por acreditar em meu trabalho, pelo acompanhamento eorientação. Sua motivação e entusiasmo na transmissão de conhecimento são exemplosque seguirei na minha vida.

Obrigado professor Aziz por dedicar seu tempo e esforço no auxílio desse traba-lho.Obrigado professor Walter, por ser o primeiro a me apresentar a área de EngenhariaBiomédica.

Agradeço a Fernanda por todo o companheirismo e dedicação ao longo desses anose por torná-los muito mais felizes. Sua ajuda e apoio foram essenciais durante toda acaminhada.

Agradeço ao Dário, pela amizade, ajuda e apoio não apenas durante esse trabalho,mas por toda a graduação.

Agradeço aos amigos Jessica, Jefferson, Daniel, Paulo, Gabriel, Stellio, Rodrigo, MarcoAurélio, Luiz e tantos outros por todos os momentos vividos ao longo dos anos.

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"Do. Or do not. There is no try."(Yoda)

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Fernando Jum Ferreira Arai. 2015. 60 p. Trabalho de Conclusão de Curso emEngenharia Elétrica - Universidade Estadual de Londrina, Londrina.

ResumoFatores como o sedentarismo e a obesidade tornaram as doenças cardiovasculares umgrande desafio da vida moderna, a despeito do constante avanço da medicina. Grandeparte desse avanço é pautado no desenvolvimento de aparelhos e sistemas de monito-ramento mais confiáveis e eficientes capazes de fornecer dados e informações para di-agnósticos cada vez mais precisos e precoces, possibilitando algum tipo de tratamentoou prevenção. Neste trabalho foi desenvolvido um módulo para obtenção de um sinalde eletrocardiograma, consistindo de seus estágios de amplificação, tratamento do sinale representação gráfica dos resultados. Para a implementação do trabalho foi utilizadoum microcontrolador PIC, da fabricante Microchip, o amplificador de instrumentaçãoINA101HP e o software Processing.

Palavras-Chave: 1. ECG. 2. PIC. 3. Processamento de sinais. 4. InstrumentaçãoEletrônica. 5. Engenharia Biomédica.

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Electrocardiogram Acquiring Module using a PIC Microcontroller. 2015. 60 p.Monograph in Engenharia Elétrica - Universidade Estadual de Londrina, Londrina.

AbstractFactors such as sedentary lifestyle and obesity turned cardiovascular diseases one of thegreatest challenges of modern life, despite the constant advance of medicine. Most part ofthat advance is guided by the development of more reliable and efficient equipments andmonitoring systems, capable of providing data and information for more precise and earlierdiagnosis, making any sort of treatment or prevention possible. In this work was developedan electocardiogram signal acquiring module, consisting in its amplification stages, signalprocessing and graphic representation os the results. For the implementation of this workwas used a PIC microcontroler, from Microchip, the instrumentation amplifier INA101HPand the software Processing.

Key-words: 1. ECG. 2. PIC. 3. Signal Processing. 4. Electronic Instrumentation. 5.Biomedic Engineering.

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Lista de ilustrações

Figura 1 – Eletrômetro de Lippman. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2Figura 2 – Galvanômetro de Corda. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3Figura 3 – Comparação entre ondas obtidas pelo: a)eletrômetro, b)cálculos de

Einthoven e c)Galvanômetro. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4Figura 4 – Estrutura simplificada de uma célula. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5Figura 5 – Estrutura da membrana celular. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6Figura 6 – Transporte de íons de sódio e potássio através da membrana celular. . 7Figura 7 – Gráfico do potencial de ação típico. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 8Figura 8 – Estrutura do coração e fluxo de sangue. . . . . . . . . . . . . . . . . . 10Figura 9 – Eventos do ciclo cardíaco na parte esquerda do coração. . . . . . . . . 11Figura 10 – Estímulo do Nódulo SA em ambos os átrios. . . . . . . . . . . . . . . . 12Figura 11 – Nódulo SA e Nódulo AV. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13Figura 12 – Fibras de Purkinje e complexo QRS. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13Figura 13 – Derivações padrão e Triângulo de Einthoven. . . . . . . . . . . . . . . . 14Figura 14 – Locais de posicionamento dos eletrodos para obtenção das derivações

precordiais. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 15Figura 15 – Eletrocardiogramas normais das derivações precordiais. . . . . . . . . . 16Figura 16 – Registros normais de eletrocardiograma das derivações aumentadas. . . 16Figura 17 – Esquemático típico de um amplificador de instrumentação. . . . . . . . 18Figura 18 – Filtros passa-baixas: a)Circuito RC de primeira ordem. b) Filtro passa-

baixas ativo. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 21Figura 19 – Filtros passa-altas: a)Circuito RC de primeira ordem. b) Filtro passa-

altas ativo. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 22Figura 20 – Representação básica de um filtro FIR. . . . . . . . . . . . . . . . . . . 23Figura 21 – Representação básica de um filtro IIR. . . . . . . . . . . . . . . . . . . 24Figura 22 – Diagrama com etapas básicas do projeto. . . . . . . . . . . . . . . . . . 26Figura 23 – Arranjo básico INA101HP. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27Figura 24 – Gráfico CMRR Vs Frequência. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 28Figura 25 – PIC 16F73. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29Figura 26 – PIC 18F4550. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29Figura 27 – Software para cálculo dos coeficientes de filtros IIR. . . . . . . . . . . . 31Figura 28 – Sinal de teste de 40Hz. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 31Figura 29 – Sinal de teste de 40Hz com ruído de 60Hz. . . . . . . . . . . . . . . . . 32Figura 30 – FFT do sinal de teste com ruído. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 33Figura 31 – FFT do sinal de teste com ruído após aplicação do comando fftshift. . . 34

x

Figura 32 – Sinal após aplicação do filtro. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 34Figura 33 – Transformada do sinal após aplicação dos filtros. . . . . . . . . . . . . 35Figura 34 – Esquema de seções Biquad associadas em cascata. . . . . . . . . . . . . 35Figura 35 – Esquemático do circuito com tela de LCD. . . . . . . . . . . . . . . . . 36Figura 36 – Chip PL2303HX. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 37Figura 37 – Esquemático básico da conversão USART/USB. . . . . . . . . . . . . . 37Figura 38 – Módulo conversor de USB para TTL. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 38Figura 39 – Ambiente de desenvolvimento do software Processing. . . . . . . . . . . 39Figura 40 – Interface criada no software Processing. . . . . . . . . . . . . . . . . . . 40Figura 41 – Optoacoplador IL300. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 41Figura 42 – Arranjo de amplificador de isolação óptica para sinais bipolares. . . . . 41Figura 43 – Sinal com 100Hz e amplitude de 26.4mV de pico a pico. . . . . . . . . . 43Figura 44 – Sinal amplificado com amplitude de 3.36V de pico a pico. . . . . . . . . 44Figura 45 – Sinal amplificado e sem nenhum filtro digital aplicado. . . . . . . . . . 45Figura 46 – Sinal de 20Hz amplificado com aplicação dos filtros. . . . . . . . . . . . 45Figura 47 – Senóide de 40Hz amplificada e sem nenhum filtro digital aplicado. . . . 46Figura 48 – Sinal de 40Hz amplificado com aplicação dos filtros. . . . . . . . . . . . 46Figura 49 – Senóide de 80Hz amplificada e sem nenhum filtro digital aplicado. . . . 47Figura 50 – Sinal de 80Hz amplificado com aplicação dos filtros. . . . . . . . . . . . 47Figura 51 – Senóide de 120Hz amplificada e sem nenhum filtro digital aplicado. . . 48Figura 52 – Sinal de 120Hz amplificado com aplicação dos filtros. . . . . . . . . . . 48Figura 53 – Derivação bipolar I. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 49Figura 54 – Derivação bipolar II. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 49Figura 55 – Derivação bipolar III. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 50Figura 56 – Derivação aumentada do braço direito aVR. . . . . . . . . . . . . . . . 50Figura 57 – Derivação aumentada do braço esquerdo aVL. . . . . . . . . . . . . . . 51Figura 58 – Derivação aumentada da perna esquerda aVF. . . . . . . . . . . . . . . 51

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Lista de Siglas e Abreviaturas

avF Augmented Vector Foot - Derivação Aumentada PéavL Augmented Vector Left - Derivação Aumentada EsquerdaavR Augmented Vector Right - Derivação Aumentada DireitaECG EletrocardiogramaEMG EletromiografiaCMRR Commom Mode Rejection Ratio - Razão de Rejeição de Modo ComumPIC Peripheral Interface ControllerRISC Reduced Instruction Set ComputerUSART Universal Synchronous Asynchoronous Receiver TransmitterUSB Universal Serial BusFIR Finite Impulse Response - Resposta ao Impulso FinitaIIR Infinite Impulse Response - Resposta ao Impulso Infinita

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Sumário

Lista de ilustrações . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . ix

Sumário . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . xii

1 INTRODUÇÃO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1

2 FUNDAMENTAÇAO TEÓRICA . . . . . . . . . . . . . . . . . 22.1 Histórico Eletrocardiografia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 22.2 Organização celular . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 42.3 Fisiologia do Coração . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 92.4 Ciclo Cardíaco . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 102.5 Derivações . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 142.5.1 Três Derivações bipolares dos membros . . . . . . . . . . . . . . 142.5.2 Derivações Precordiais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 152.5.3 Derivações Unipolares Aumentadas . . . . . . . . . . . . . . . . 162.6 Amostragem . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 162.7 Interferências em sinal de ECG . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 172.8 Amplificadores de Instrumentação . . . . . . . . . . . . . . . . . 182.8.1 Equação característica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 182.8.2 Rejeição de Modo Comum (CMRR) . . . . . . . . . . . . . . . . 192.9 Filtragem . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 202.9.1 Filtro Passa-Baixas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 202.9.2 Filtro Passa-Altas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 212.9.3 Filtro Notch . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 222.9.4 Filtros FIR . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 232.9.5 Filtros IIR . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 232.10 Microcontroladores . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 24

3 METODOLOGIA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 263.1 Materiais e Métodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 263.2 Estrutura e organização propostas . . . . . . . . . . . . . . . . . 263.3 Amplificação . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 263.4 Escolha do microcontrolador . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 283.4.1 Filtros . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 293.5 Representação gráfica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 36

Sumário xiii

4 RESULTADOS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 434.1 Amplificador . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 434.2 Teste com simulador de ECG . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 48

5 DISCUSSÃO FINAL . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 52

REFERÊNCIAS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 54

6 APENDICE . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 556.1 Código MATLABT M para teste de filtros . . . . . . . . . . . . . 556.2 Código gerado pelo FDATOOL no MatlabT M do filtro Notch

60Hz . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 566.3 Código para teste do Filtro Notch com coeficientes do ScopeIIR 576.4 Código exemplo de implementação de Seções Biquad no Matlab 586.5 Código de teste para configuração USB no microcontrolador

PIC . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 58

1

1 Introdução

Segundo a Pesquisa de Orçamentos Familiares de 2008 - 2009, realizada pelo InstitutoBrasileiro de Geografia e Estatística (PESQUISA. . . , 2009) em parceria com o Ministérioda Saúde, o número de crianças obesas na faixa etária de 5 a 9 anos saiu de 4, 1% para16, 6%, evidenciando uma severa mudança nos hábitos alimentares e físicos da população.Fatores de risco, como a obesidade, agravam ainda mais a estatística de mortes causadaspor ataques cardíacos e é nesse ambiente que o desenvolvimento da cardiologia é fomen-tado. Devido a sua interdisciplinariedade, tal desenvolvimento não se dá estritamente naMedicina, mas em todas as áreas envolvidas no diagnóstico e tratamento desse tipo dedoença, como a Engenharia Biomédica.

Parte essencial desse diagnóstico se dá pela coleta e análise de dados, obtidos pelossintomas do paciente, histórico e, mais objetivamente, através de exames e avaliações maisprecisas. Dessa forma, se faz necessário o desenvolvimento e aperfeiçoamento de sistemascapazes de fornecer resultados cada vez mais rápidos e precisos.

Objetivos

O objetivo deste trabalho é o desenvolvimento de um módulo capaz de realizar a devidaaquisição de um sinal de eletrocardiograma, desde sua amplificação até seu tratamento,utilizando técnicas de filtragem digital. Por fim, é criada uma interface para análise dessesinal.

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2 Fundamentaçao Teórica

2.1 Histórico Eletrocardiografia

Em 1843, o fisiologista alemão Emil DuBois-Reymond, considerado o fundador daeletrofisiologia e com base nas pesquisas do ano anterior realizadas pelo físico italianoCarlo Matteucci, descreve o potencial de ação ao confirmar que cada contração muscularé acompanhada de uma corrente elétrica. O primeiro potencial de ação cardíaco foi re-gistrado em 1856 pelos fisiologistas Rudolph Von Koelliker e Heinrich Muller e pode serdescrito como rápidas alterações do potencial de membrana que se propagam por toda afibra nervosa, começando com uma súbita mudança de um potencial de membrana normalnegativo para um positivo, retornando rapidamente ao estado inicial.

Alguns anos depois, no início da década de 1870, o físico francês Gabriel Lippmaninventa o eletrômetro capilar, mostrado na figura 1, possibilitando a descoberta de duasfases do ciclo cardíaco pelos fisiologistas britânicos John Burdon Sanderson e FrederickPage, a despolarização e a repolarização (GIFFONI, 2010).

Figura 1 – Eletrômetro de Lippman.

Fonte: Zywietz, 2014

Capítulo 2. Fundamentaçao Teórica 3

O primeiro eletrocardiograma humano foi registrado pelo fisiologista Augustus D. Wal-ler em 1887, através de experimentos com o eletrômero de Lippman. Com eletrodos conec-tados ao tórax, anterior e posteriormente, demonstrou que a atividade elétrica precedia acontração cardíaca.

Após a demonstração da técnica de Waller no Primeiro Congresso Internacional deFisiologistas, na Suíça, vários pesquisadores tentaram aperfeiçoar o eletrômetro. Entreeles estava Willen Einthoven, que percebendo a limitação de frequência do aparelho seutilizou de recursos matemáticos para atingir uma forma de onda muito próxima do real.A solução para a medição se deu através do emprego de um galvanômetro de corda, mos-trado na figura 2, que consistia de um finíssimo filamento de quartzo coberto de pratae esticado ao longo de um campo magnético gerado por um eletroímã. A sombra dofilamento era projetada num filme fotográfico rodando a uma velocidade de 25mm/s, amesma de eletrocardiógrafos atuais.

Figura 2 – Galvanômetro de Corda.

Fonte: H. A. Snellen, 1995.

Em 1913, através do novo conceito de vetor cardíaco, Einthoven defendeu seu usoclínico na distinção entre hipertrofias e mudanças na posição do coração. Foi Einthoveno responsável pela escolha das letras P, Q, R, S e T para descrever o ciclo cardíaco(GIFFONI, 2010).


Figura 3 – Comparação entre ondas obtidas pelo: a)eletrômetro, b)cálculos de Einthovene c)Galvanômetro.

Fonte: Giffoni, 2010.

2.2 Organização celular

Uma célula típica, mostrada na figura 4, pode ser separada em duas partes principais:o núcleo e o citoplasma, envoltos pelas membranas nuclear e plasmática, respectivamente.O protoplasma, substância que compõe a célula, é formado por cinco substâncias básicas,são elas água, lipídios, proteínas, carboidratos e eletrólitos.


Figura 4 – Estrutura simplificada de uma célula.

Fonte: Guyton, 2006.

A membrana plasmática, também chamada de celular, é uma fina e contínua bicamadalipídica. Essa membrana, mostrada na figura 5, é composta por fosfolipídios hidrofílicos,que atraem a água, e hidrofóbicos, rejeitam a água. Através desse arranjo ela é capaz de,entre outras funções, regular a concentração de íons dentro da célula (GUYTON, 2006).


Figura 5 – Estrutura da membrana celular.


O transporte de íons e outras substâncias através da membrana se dá pelos processosou de difusão ou transporte ativo, dependendo da concentração. O transporte de íonsocorre por canais específicos para cada tipo de substância de acordo com suas proprieda-des elétricas, como mostra a figura 6.


Figura 6 – Transporte de íons de sódio e potássio através da membrana celular.


A concentração de um tipo de íon dentro de uma célula gera um chamado potencialde difusão. Essa concentração ocorre ao se acumular algum tipo de íon na parte maispróxima a membrana celular no interior da célula, permitindo a entrada de íons para orestabelecimento de cargas. O acúmulo desse tipo de íon no meio intracelular, por suavez, faz com que os canais se fechem, gerando o potencial.

A equação de Nernst relaciona a razão da concentração de íons no exterior e interiorda célula a um potencial elétrico. Para a difusão de um único tipo de íon, ela é descritacomo:

EMF = ±61log10

(Concentração internaConcentração externa

)[mV ] (2.1)

Onde EMF é a tensão interna tomando o exterior como referência.

Quando a membrana é permeável a mais de um tipo de íon deve-se tomar a equaçãode Goldman-Hodgkin-Katz, que leva em conta a permeabilidade da membrana para cadaíon, P, e suas respectivas concentrações, C, nos ambientes intra (i) e extra (e) celular.Apenas os íons sódio (Na+), potássio (K+) e cloro (Cl−) são considerados, pois são osmais importantes na geração do potencial de membrana. A equação é dada por:


EMF = −61log10

CNa+iPNa+CK+

iPK+CCl−e

PCl−

CNa+ePNa+CK+

ePK+CCl−i

PCl−

(2.2)

O movimento de íons continua principalmente devido a bomba de sódio-potássio, masatinge um valor de "equilíbrio"ao chegar a -90mV. Esse valor se chama potencial de re-pouso das membranas dos nervos, durante esse estágio do potencial de ação diz-se que amembrana encontra-se polarizada.

Para a transmissão de impulsos nervosos responsável pela contração muscular a per-meabilidade da membrana para íons de sódio aumenta subitamente, fazendo com que acélula passe do seu estado de repouso e aumente seu potencial. Esse efeito é chamado dedespolarização. Após o pulso ser transmitido pelo axônio, a célula volta a aumentar seupotencial interno, entrando em um estágio de repolarização. O gráfico da figura 7 mostraesse efeito para uma fibra de maior calibre, pois fibras mais delgadas não chegam a atingirum potencial positivo, apenas se aproximam do zero.

Figura 7 – Gráfico do potencial de ação típico.



O tempo do ciclo de polarização e despolarização é curto, como visto no gráfico dafigura 7, mas ao se considerar um sinal de um feixe de fibras obtém-se um ruído preocu-pante na obtenção do sinal de eletrocardiograma. O sinal de um eletromiograma possuiuma frequência elevada e seu comportamento pode ser avaliado apenas através de umaanálise estatística.

Tais estímulos se tornam um problema para análise do sinal gerado na contraçãomuscular, mas podem ser filtrados quando o interesse é no sinal oriundo da contração domúsculo cardíaco. Em sua membrana, as células dos músculos cardíacos possuem tambémuma bomba de cálcio de funcionamento semelhante ao da bomba de sódio. Esses canaispossuem uma ativação muito mais lenta, de 10 a 20 vezes maior, possibilitando que cadacâmara do coração se encha de sangue antes de sofrer uma contração (GUYTON, 2006).

2.3 Fisiologia do Coração

O coração, como mostrado na figura 8 , é formado por duas partes separadas: a direita,que bombeia o sangue para os pulmões e a esquerda, responsável por bombear o sanguepara os órgãos periféricos. Cada uma dessas partes é formada por uma bomba pulsátilde duas câmaras, composta por um átrio e um ventrículo. Cada átrio é uma fraca bombapara o ventrículo, ajudando a propelir o sangue para o seu interior. Os ventrículos, porsua vez, fornecem a força de bombeamento principal que propele o sangue através da cir-culação pulmonar, partindo do ventrículo direito ou da circulação periférica, do ventrículoesquerdo (DUBIN, 2004).


Figura 8 – Estrutura do coração e fluxo de sangue.


O coração é composto por três tipos principais de músculo: o músculo atrial, o músculoventricular e as fibras excitatórias e condutoras. Os tipos atrial e ventricular de músculocontraem-se quase como os músculos esqueléticos, mas com duração muito maior da con-tração. Por sua vez, as fibras excitatórias e de condução só se contraem fracamente, porconterem poucas fibras contráteis, mas apresentam descargas elétricas rítmicas automá-ticas, representando o sistema que controla os batimentos rítmicos (GUYTON, 2006).

2.4 Ciclo Cardíaco

O ciclo cardíaco consiste no período de relaxamento, chamado diástole, durante o qualo coração se enche de sangue, seguido pelo período de contração, chamado sístole.

A figura 9 mostra os diversos eventos que ocorrem do lado esquerdo do coração duranteum ciclo cardíaco. As três curvas superiores mostram as variações da pressão na aorta noventrículo esquerdo e no átrio esquerdo, respectivamente. A quarta curva representa asvariações do volume ventricular esquerdo, a quinta um eletrocardiograma e a sexta um


fonocardiograma, registro dos sons produzidos pelo coração, principalmente pelas válvulascardíacas.

Figura 9 – Eventos do ciclo cardíaco na parte esquerda do coração.


Durante o repouso as células do músculo cardíaco encontram-se polarizadas com seuinterior carregado negativamente. Ao sofrer um estímulo elétrico, cargas positivas sãodifundidas para o interior do meio celular, gerando o efeito de despolarização responsávelpela contração muscular. Após terminada a contração, a célula volta a adquirir umaconcentração interna negativa (VANDER, 2003).

As fibras miocárdicas possuem discos intercalados onde as membranas celulares sefundem, formando junções comunicantes permeáveis, ou gap junctions, responsáveis peladifusão quase livre dos íons entre si. Além dessa característica o coração é formado pordois sinicícios, estruturas onde a membrana nuclear engloba diversos núcleos, o sinicí-


cio atrial e o ventricular, responsáveis por formar as paredes dos átrios e ventrículos,respectivamente. Ambos são separados por um tecido fibroso que circunda as valvas atri-oventriculares. Tal separação permite que não haja transferência de corrente do sinicícioatrial para o ventricular, garantindo um atraso entre suas contrações e permitindo umamaior eficiência do bombeamento cardíaco. A condução desse pulso se dá por um sistemaespecial, chamado feixe A-V ou feixe de His, composto por fibras com um número extre-mamente alto de discos intercalados, fazendo com que a condução por sua estrutura sejaem torno de 150 vezes mais rápida do que em algumas fibras no nodo A-V (GUYTON,2006).

O Nódulo Sinoatrial, localizado na parte superior do átrio direito como mostra a fi-gura 10 , inicia o pulso elétrico para a estimulação cardíaca, excitando ambos os átrios egerando a contração auricular. Essa contração é registrada como a onda P.

Figura 10 – Estímulo do Nódulo SA em ambos os átrios.

Fonte: Dubin, 2004.

Ao atingir o Nódulo AV, mostrado na figura 11 , o impulso sofre um atraso de apro-ximadamente 1 centésimo de segundo até a verdadeiramente excitar o nodo, permitindoque haja passagem de sangue da câmara atrial para a ventricular (DUBIN, 2004).


Figura 11 – Nódulo SA e Nódulo AV.

Fonte: St. Jude Medical, 2014.

Após essa pausa, o Nódulo AV encaminha o estímulo elétrico através do feixe AV, ouFeixe de His, e das Fibras de Purkinje para seus ramos direito e esquerdo, iniciando oprocesso de despolarização ventricular. O complexo QRS é registrado desde a chegadado impulso no Nódulo AV até a condução do sinal nas células miocárdicas ventriculares,como mostra a figura 12.

Figura 12 – Fibras de Purkinje e complexo QRS.

Fonte: Dubin, 2004.

Após o complexo QRS há uma nova pausa, chamada de segmento ST, seguido da ondaT. Essa onda representa a repolarização ventricular e é um fenômeno puramente elétrico,não apresentando qualquer atividade cardíaca. Forma-se então o complexo PQRST querepresenta o ciclo cardíaco.


2.5 Derivações

2.5.1 Três Derivações bipolares dos membros

Um ECG padrão, também chamado standard, possui 12 derivações separadas, sendo6 delas chamadas precordiais e seis derivações periféricas. Uma derivação é compostapor um par de eletrodos posicionados em locais específicos do corpo. As primeiras trêsderivações, DI, DII e DII, são as responsáveis pela formação do Triângulo de Einthoven,conforme mostra a figura 13 (TOMPKINS, 2000).

Figura 13 – Derivações padrão e Triângulo de Einthoven.


A derivação I é obtida ligando-se o terminal negativo do eletrocardiógrafo ao braçodireito (RA) e o positivo ao braço esquerdo (LA). Para a derivação II, por sua vez, oterminal negativo é ligado ao braço direito e o positivo à perna esquerda. Finalmentefechando o triângulo, a derivação III é obtida ligando-se o terminal negativo ao braçoesquerdo e o positivo à perna esquerda. A Lei de Einthoven afirma que a partir de qual-quer par desse triângulo de derivações é possível obter a terceira, levando-se em conta apolaridade de cada par (GUYTON, 2006).

As ondas obtidas por essas derivações são bastante semelhantes por registrarem asondas P, T e a principal parte do complexo QRS como positivas, mas uma análise indivi-dual desse grupo de onda é interessante ao se diagnosticar possíveis lesões nos músculosventricular e atrial, ou ainda danos ao sistema de Fibras de Purkinje, pois anormalidadesna contração do músculo podem surgir em algumas derivações sem alterar as medições


da outra.

2.5.2 Derivações Precordiais

As derivações precordiais ou torácicas podem ser obtidas, como o nome sugere, posicionando-se os terminais positivos de diversos eletrodos na parte anterior do tórax, como mostradona figura 14. O eletrodo negativo é posicionado simultaneamente nos 3 pontos do Triân-gulo de Einthoven por meio de resistências iguais, chamado Terminal Central de Wilson(CARDOSO, 2010).

Figura 14 – Locais de posicionamento dos eletrodos para obtenção das derivações precor-diais.

Fonte: Dubin, 2004.

Essas derivações são capazes de registrar pequenas anormalidades dos ventrículos,principalmente em sua parede anterior. A figura 15 mostra o resultado normal das seisderivações precordiais.


Figura 15 – Eletrocardiogramas normais das derivações precordiais.


2.5.3 Derivações Unipolares Aumentadas

Esse sistema de derivações é obtido conectando dois dos membros do Triângulo deEinthoven ao terminal negativo do eletrocardiógrafo e o terceiro membro ao terminalpositivo. A figura 16 mostra o registro normal dessas derivações. A derivação aVR éobtida quando se liga o eletrodo positivo ao braço direito. De forma semelhante, paraas derivações aVL e aVF deve-se ligar o eletrodo positivo no braço esquerdo e na pernaesquerda, respectivamente (CARDOSO, 2010).

Figura 16 – Registros normais de eletrocardiograma das derivações aumentadas.


2.6 Amostragem

Respeitando algumas condições, um sinal contínuo no tempo pode ser representadopor seus valores, ou amostras, uniformemente espaçadas no tempo. Essa propriedade seorigina do Teorema da Amostragem, e é vital para o processamento de sinais, pois criauma ponte entre sinais obtidos do mundo real e técnicas mais avançadas de filtragem.

De acordo com o Teorema de Nyquist, só é possível a reconstrução exata de umsinal de banda limitada se a frequência de amostragem fs igual ou superior ao dobro da


componente de máxima frequência do sinal fmax (HAYKIN, 2001). Ou seja:

fs ≥ 2fmax (2.3)

Caso essa condição não seja atendida o sinal reconstruído sofrerá uma distorção cha-mada aliasing, que consiste na superposição de espectros de amostras diferentes.

A digitalização de um sinal analógico se dá, basicamente, em quatro etapas, são elas:filtragem anti-aliasing, amostragem, quantização e codificação (OPPENHEIM, 1997).

A etapa de filtragem anti-aliasing é dada pela utilização de um filtro passa-baixas comfrequência de corte menor ou igual a frequência de Nyquist, afim de eliminar componentesespectrais espúrias.

A etapa de amostragem consiste na conversão do sinal analógico em uma sequência denúmeros espaçados uniformemente e com amplitude igual a do instante de tempo amos-trado.

A parte de codificação por sua vez é a representação de cada amostra quantizada pormeio de uma palavra de códigos e símbolos, os 0’s e 1’s em um código binário, por exemplo(HAYKIN, 2001).

2.7 Interferências em sinal de ECG

O sinal de ECG, por suas características particulares como a baixíssima amplitude, ébastante sensível à interferências, desde as provenientes do ambiente em que está inseridoaté do corpo do próprio paciente. Algumas dessas fontes já foram abordadas previamente,mas são as principais (GARCIA, 2010):

• Ruído eletromagnético proveniente da rede elétrica de 50Hz ou 60Hz, de acordo coma localidade.

• Interferência de equipamentos eletrônicos próximos, pois os eletrodos funcionamcomo antenas captadoras.

• O eletrodo com o gel pode acumular potenciais por volta de 20mV a 25mV com apele (GUYTON, 2006).

• Ruídos provenientes das contrações musculares, mesmo com o paciente em repouso

• Potencial de ação de cada célula, responsável pelo deslocamento da linha de basedo sinal


2.8 Amplificadores de Instrumentação

O amplificador de instrumentação é um circuito eletrônico que utiliza amplificadoresoperacionais e resistores de forma a produzir um sistema que elimina a necessidade de umcasamento de impedância com a resistência de entrada e possui as seguintes características:

• Elevada impedância de entrada

• Controle de ganho através de uma única resistência

• Elevada Rejeição de Modo Comum, ou CMRR

• Simetria entre as entradas inversora e não-inversora

Tais circuitos amplificam a diferença entre duas tensões. Na figura 17 podemos per-ceber dois estágios distintos nesse arranjo. O primeiro deles consistindo de dois amplifi-cadores em montagem não inversora e o segundo um amplificador diferencial (SEDRA,2004).

Figura 17 – Esquemático típico de um amplificador de instrumentação.

Fonte: Marin, 2014.

2.8.1 Equação característica

Para o cálculo da equação característica do amplificador, devemos considerar:

• V1s : saída do primeiro amplificador

• V2s : saída do segundo amplificador

• V +in : entrada não-inversora do terceiro amplificador


Tomando o segundo estágio, tem-se:

V2s − V +in

R2= V +

in

R3

V2s = V +in

(R2

R3+ 1

)V +

in = V2s

(R3

R2 +R3

)V1s + V +

in

R2+ Vout − V +

in

R3= 0

−V1s

(R3

R2

)+ V2s

(R3

R2

)= Vout

Vout =(R3

R2

)(V2s − V1s)

Para o primeiro estágio:

V1s − V1

R1= V1 − V2

Rgain

V1s =(

R1

Rgain

)(V1 − V2) + V1

V2s − V2

R1= V2 − V1

Rgain

V2s =(

R1

Rgain

)(V2 − V1) + V2

(V2s − V1s) = (V2 − V1)(

2R1

Rgain

+ 1)

Substituindo, temos a seguinte equação de saída:

Vout =(R3

R2

)(V2 − V1)

(2R1

Rgain

+ 1)

2.8.2 Rejeição de Modo Comum (CMRR)

Graças aos dois amplificadores operacionais, o primeiro estágio possui altas impedân-cias casadas. Ao aplicar-se uma sinal de entrada no amplificador de instrumentação essatensão é imposta sobre a resistência Rgain, passando para o segundo estágio com o ganho

dado pelo fator(

2R1

Rgain

+ 1). Já para sinais aplicados de modo comum em ambas as

entradas farão com que não haja corrente fluindo pelo resistor Rgain, resultando em umganho unitário no segundo estágio. Esse por sua vez é responsável por rejeitar esse sinal,tendo como saída apenas o sinal diferencial.


2.9 Filtragem

Filtragem é a técnica mais utilizada no processamento de sinais. A aplicação de filtrosconsiste na remoção ou atenuação de partes indesejadas do espectro de frequências do si-nal mantendo as características da porção de interesse com o mínimo de distorção possível.

Este processo pode se dar de duas formas, analógica ou digital. Para o emprego dafiltragem digital, uma série de processos descritos previamente se faz necessário, comoa amostragem, quantização e codificação do sinal analógico, bem como as conversõesanalógico-digital (ADC) e digital-analógico (DAC). Mesmo tendo como exigência essetipo de processo, responsável por uma velocidade de resposta inferior, a filtragem digitalapresenta uma série de vantagens em relação a analógica, como:

• Flexibilidade de ajuste da resposta em frequência do filtro

• Menor consumo de potência e possibilidade de sistemas embarcados menores

• Seu desempenho não depende de características físicas de componentes do circuitoou de influências climáticas externas

• Podem ser utilizados em baixíssimas frequências sem se tornar dispendiosos, comoo caso de filtros passivos com indutores

Filtros digitais podem ainda ser divididos em duas categorias em relação ao com-primento da sua sequência de resposta ao impulso. São elas os Filtros de Resposta aoImpulso Finita, chamados de FIR (Finite Impulse Response), e os Filtros de Resposta aoImpulso Infinita, chamados IIR (Infinite Impulse Response) (Oppenhein, 2010).

2.9.1 Filtro Passa-Baixas

Filtros Passa-Baixas, ou FPB, são arranjos capazes de retirar ou atenuar componen-tes espectrais de frequências superiores ou iguais a sua frequência de corte. Dentre umade suas aplicações mais utilizadas, se encontra a de filtro anti-aliasing, como já citadoanteriormente. Esse tipo de procedimento, realizado principalmente em processamentode sinais e sistemas de comunicação, é responsável retirar componentes do espectro quepossam causar distorção ao se sobrepor ao sinal de interesse na reconstrução do sinal.

Existem diversas configurações e arranjos possíveis para a implementação de um filtropassa-baixas, como filtros ativos utilizando amplificadores operacionais e circuitos RC,ambos de filtragem analógica. A figura 18 mostra esquemas básicos dessas duas topologias(MALVINO, 1995).


Figura 18 – Filtros passa-baixas: a)Circuito RC de primeira ordem. b) Filtro passa-baixasativo.

Fonte: Malvino, 1995.

Para o circuito passa-baixas RC e ativo as funções de transferência são dadas, respec-tivamente, pelas seguintes equações:

Vout

Vin

= 1√1 + (2πfRC)2

(2.4)

Vout

Vin

= −R2

R1

1(1 + j2πfR2C) (2.5)

2.9.2 Filtro Passa-Altas

De forma similar, filtros passa-altas (FPA) são topologias capazes de atenuar frequên-cias abaixo de sua frequência de corte, permitindo a passagem apenas de componentesespectrais de maior valor. A figura 19 mostra as duas topologias mais simples de filtrosFPA analógicos.


Figura 19 – Filtros passa-altas: a)Circuito RC de primeira ordem. b) Filtro passa-altasativo.

Fonte: Malvino, 1995.

Já para o filtro passa-altas ativo temos a seguinte função de transferência:

Vout

Vin

= −R2

R1

2πR1C

(1 + j2πfR1C) (2.6)

2.9.3 Filtro Notch

Filtros Notch são uma derivação dos filtros rejeita-faixas e tem como principal utilidadea remoção de componentes específicas de frequência de um sinal. Circuitos rejeita-faixassão projetados como uma associação entre o filtro passa-baixas e o filto passa-altas, poissua faixa de rejeição é delimitada inferiormente pela frequência de corte ω1 do FPB esuperiormente pela frequência de corte ω2 do FPA. O filtro Notch é projetado de talforma que essa faixa de frequência seja tão estreita a ponto de se eliminar apenas umacomponente espectral específica.

Sua aplicação mais utilizada é na remoção de ruídos provenientes da rede elétrica,sejam eles 50Hz ou 60Hz, fonte de interferência bastante impactante para sinais médicosde baixa amplitude. Sua função de transferência H(Z) é dada pela seguinte equação:

H(Z) =1− cos

(2πωn

fs

)Z−1 + Z−2

1− 2rcos(

2πωn

fs

)Z−1 + r2Z−2

(2.7)

Onde:

• ωn é a frequência a ser filtrada

• fs é a frequência de amostragem


• r é o raio dos polos e zeros do domínio Z

2.9.4 Filtros FIR

Filtros digitais FIR são assim denominados pois sua resposta ao impulso possui umaduração finita e são de natureza não-recursiva, ou seja, a saída adquirida num determi-nado momento depende apenas das entradas anteriores. Dentre suas diversas vantagensse destacam sua estabilidade e capacidade de fornecer uma resposta em frequência comfase linear. A figura 20 mostra um diagrama típico de um filtro não-recursivo.

Figura 20 – Representação básica de um filtro FIR.

Fonte: Haykin, 2001.

Esse tipo de filtro apresenta a seguinte função de transferência discreta:

Y (Z)X(Z) =

M∑k=0

akZ(M−k)

ZM(2.8)

2.9.5 Filtros IIR

Filtros Digitais de Resposta ao Impulso Infinita, ou filtros IIR, recebem essa denomi-nação pois sua resposta ao impulso possui uma duração infinita e é de natureza recursiva,sua saída num determinado instante depende da entrada atual e das saídas provenientesde instantes anteriores. A figura 21 mostra um esquema típico de um filtro IIR.


Figura 21 – Representação básica de um filtro IIR.

Fonte: Pomilio, 2009.

Sua função de transferência discreta pode ser escrita, genericamente, da seguinteforma:

Y (Z)X(Z) =

M∑k=0

akZ(M−k)

N∑j=0

bjZ(N−j)

(2.9)

Pode-se escrever ainda a saída de filtros digitais como uma equação de diferenças daseguinte forma:

yi =N∑

q=0bqx(i−q) −

N∑p=1

apy(i−p) (2.10)

Observando-se os dois diagramas, bem como a equação de diferenças que descreve asaída geral de um filtro digital, percebe-se que a descrição de um filtro FIR nada mais éque um filtro IIR onde os coeficientes an referentes às saídas são nulos.

2.10 Microcontroladores

Microcontroladores são dispositivos utilizados no controle de processos lógicos. Sãodotados de uma Unidade Lógica Aritmética, ou ALU, responsável por realizar todas asoperações lógicas e matemáticas. Sua principal diferença para microprocessadores resideem dispositivos integrados em sua construção interna como memória de leitura e escritapara armazenamento de dados, EEPROM para armazenamento permanente de dados,


dispositivos periféricos como conversores analógico-digitais (ADC) e portas de entrada esaída digitais para propósito geral (PEREIRA, 2003).

Os microcontroladores podem ser programados através de compiladores em diversaslinguagens, as mais comuns são C ou assembly. Há também disponível uma grande vari-edade de compiladores diferentes.

A Microchip Technology Inc. é uma empresa fabricante de microcontroladores e semi-condutores analógicos. Entre um de seus principais produtos encontra-se o microcontro-lador PIC (Peripheral Interface Controller), que possui arquitetura Harvard e tecnologiaRISC, Reduced Instruction Set Computer.

26

3 Metodologia

3.1 Materiais e Métodos

3.2 Estrutura e organização propostas

Após o estudos dos conceitos teóricos sobre fisiologia do coração, funcionamento e ca-racterísticas de um exame de eletrocardiograma, condicionamento dos sinais e os diversosconceitos teóricos previamente tratados foi possível um melhor planejamento das etapasde desenvolvimento do módulo de eletrocardiograma. Incialmente, o projeto foi divididoem algumas etapas básicas, conforme mostra o diagrama da figura 22.

Figura 22 – Diagrama com etapas básicas do projeto.

Fonte: O autor.

3.3 Amplificação

O sinal típico de ECG de uma pessoa adulta em repouso encontra-se em uma faixa deamplitude de 0,1 a 4 mV e possui uma largura de banda que varia de 0,05 até 100Hz, maspara algumas aplicações a faixa de frequências pode se estender até 500Hz (Tompkins,2000).

Apesar dessa faixa de amplitude, o sinal foi acondicionado a partir de níveis de tensãode até 40 mV, pois sua obtenção não se deu inicialmente de pacientes vivos. Os equipa-mentos disponíveis para geração do sinal, seja de ECG ou sinais de teste não eram capazesde atingir um valor tão pequeno. O nível de tensão máximo para esse estágio deveria ser5V, devido à entrada analógica do microcontrolador utilizado, que será abordado poste-riormente.

Devido às características particulares do sinal de ECG, optou-se por utilizar um am-plificador de instrumentação, modelo INA101HP da Burr-Brown. Dentre suas vantagens,

Capítulo 3. Metodologia 27

pode-se destacar a alta rejeição de modo comum (CMRR), alta impedância de entrada ebaixa não-linearidade. O esquema básico do amplificador é mostrado na figura 23.

Figura 23 – Arranjo básico INA101HP.

Fonte: Burr-Brown/Texas Instruments, 2009.

De acordo com o Datasheet do amplificador (Burr-Brown/Texas Instruments, 2009) oganho é obtido através do resistor externo RG pela seguinte relação:

G = 1 + 40kΩRG

(3.1)

Tomando como parâmetros as amplitudes de entrada e saída desejadas, foi utilizadoum resistor de precisão de 341Ω com precisão de ±1%, obtendo assim um ganho deaproximadamente 118,30. O valor máximo de saída será então:

Vmáx∼= 118, 30 · 40mV

Vmáx∼= 4, 732V

Outro fator importante a se notar ainda no datasheet do amplificador, é a relaçãoentre sua taxa de rejeição de modo comum em relação ao ganho e a faixa de frequênciautilizada, mostrada na figura 24. Nota-se que mesmo com o ganho obtido o amplificadorainda mantém uma CMRR maior que 80 dB.


Figura 24 – Gráfico CMRR Vs Frequência.

Fonte: Burr-Brown/Texas Instruments, 2009.

3.4 Escolha do microcontrolador

As fases de conversão A/D e filtragem do sinal foram realizadas por meio de um micro-controlador, com o emprego de filtros digitais, cujas vantagens em relação aos analógicosjá foram abordadas na seção 2.9. Devido a diversidade de modelos, flexibilidade de apli-cações e baixo custo, optou-se por desenvolver o trabalho em um microcontrolador PICda fabricante Microchip.

O primeiro microcontrolador utilizado, com o objetivo de adquirir familiaridade comsuas funções e funcionamento foi o modelo 16F73, mostrado na figura 25. Após algunsteste básicos, foi observada a necessidade de um modelo com um conversor A/D maispreciso.


Figura 25 – PIC 16F73.

Fonte: Microchip Technology Inc, 2002.

O novo microcontrolador escolhido foi o modelo 18F4550, mostrado na figura 26, quepossui um conversor A/D com 13 canais de 10 bits, 4 timers de 8 e 16 bits, 32k bytes dememória de programa, 2048 bytes de RAM e um módulo interno de para conexão USB.

Figura 26 – PIC 18F4550.


3.4.1 Filtros

Após definido o microcontrolador, o próximo passo foi o projeto e implementação dosfiltros necessários para a eliminação das interferências do sinal. Uma grande vantagemdo uso da filtragem digital é a possibilidade da aplicação dos diversos tipos de filtrosnecessários para retirada dos múltiplos ruídos do sinal em um único dispositivo. São elese seus respectivos propósitos:


• Filtro passa-altas: utilizado para remoção de oscilações da linha de base, seja de-vido à tensão entre a pele e os eletrodos ou ao acumulo de cargas nas paredes damembrana celular.

• Filtro passa-baixas: além de funcionar como filtro anti-aliasing, como já explicadopreviamente, o FPB tem a importante função de retirar o ruído proveniente dacontração muscular, o sinal eletromiográfico (EMG).

• Filtro Notch: filtro utilizado para a remoção do ruído de 60Hz da rede elétrica.

Existe ainda outro filtro algumas vezes presente na aquisição do sinal de ECG. Eletem por objetivo a remoção de todo sinal fora da largura de banda do complexo QRS,incluindo as ondas P e T. Além de seu uso ser bastante específico, acaba distorcendo osinal de tal maneira que o torna clinicamente pouco proveitoso.

Identificados os filtros necessários, o passo seguinte se deu pela escolha de sua constru-ção em relação a sua resposta ao impulso. Os dois tipos de construção para esses filtrossão os de Resposta Finita ao Impulso, ou FIR, e Resposta Infinita ao Impulso, chamadosIIR.

Entre as principais vantagens dos filtros FIR, podemos citar sua facilidade de imple-mentação, possui fase linear e é sempre estável e sua aplicação se dá por meio da aplicaçõesde diferentes funções de janelamento. Apesar de uma maior dificuldade de implentaçãoe controle de estabilidade, filtros IIR conseguem atingir ordens menores, reduzindo seuprocessamento e aumentando sua velocidade.

A construção desse tipo de filtro pode se dar da derivação de seus respectivos equiva-lentes analógicos ou através de manipulações e transformações bilineares, que é, em suma,o mapeamento algébrico da variável de frequência contínua s para a variável de frequên-cia discreta z de forma que o eixo imaginário do plano s corresponda à uma revoluçãocompleta do círculo unitário no plano z. Tal operação é realizada a partir da seguinterelação:

s→ 1− z−1

1 + z−1 (3.2)

Ao final da transformação obtêm-se os coeficientes a serem empregados nas equaçõesde diferença que descrevem o filtro. Tal transformação é bastante dispendiosa e exige umaalta capacidade de processamento numérico, mas existem hoje alguns softwares capazesde gerar tais matrizes de coeficientes do plano-z, como o software da Texas InstrumentsCOEFFICIENT-CALC (TIBQ)T M e da Iowegian International ScopeIIRT M . Os coefici-


entes gerados pelo ScopeIIRT M através da ferramenta FDATOOL do Matlab.

O filtro escolhido para o teste consistia em um filtro Notch de 60Hz com largura dafaixa de reijeição de 0,1Hz e atenuação de 80dB.

Figura 27 – Software para cálculo dos coeficientes de filtros IIR.

Fonte: O autor.

Para o teste dos filtros construídos a partir dos coeficientes desses softwares foi, pri-meiramente, gerado no software Matlab uma onda senoidal de teste de 40Hz e amplitudenormalizada de 0.7, como mostra a figura 28.

Figura 28 – Sinal de teste de 40Hz.

Fonte: O autor.


Em seguida foi acrescentado um ruído de frequência 60Hz e amplitude de 0.3, simu-lando o efeito da rede elétrica, como mostra a figura 29.

Figura 29 – Sinal de teste de 40Hz com ruído de 60Hz.

Fonte: O autor.

Para uma melhor visualização da operação de filtragem, foi realizada a FFT do sinalcom ruído, mostrada na figura 30 , onde se pode identificar as componentes de 40Hze 60Hz. O comando fftshift foi utilizado na figura para deslocar o eixo rotacionado natransformação do sinal, centralizando a FFT como mostra a figura 31.


Figura 30 – FFT do sinal de teste com ruído.

Fonte: O autor.


Figura 31 – FFT do sinal de teste com ruído após aplicação do comando fftshift.

Fonte: O autor.

Após aplicação do filtro é possível observar a remoção da componente de frequênciade 60Hz, conforme mostra a figura 32.

Figura 32 – Sinal após aplicação do filtro.

Fonte: O autor.

Após a aplicação do filtro, foi aplicada a Transformada de Fourier no sinal para umamelhor visualização da componentes de frequência retiradas, como pode se observar nafigura 33.


Figura 33 – Transformada do sinal após aplicação dos filtros.

Fonte: O autor.

A implementação do filtro IIR no microcontrolador se dá pela forma de seções asso-ciadas em cascata, chamadas seções biquads. Cada uma dessas seções é um filtro IIRresponsável por computar a saída referente à entrada atual, duas entradas anteriores eduas saídas anteriores. Esse arranjo permite uma maior estabilidade do filtro, diminuindoa sensibilidade do sistema para erros arredondamentos dos cálculos computacionais. Odiagrama básico dessas seções é mostrado na figura 34.

Figura 34 – Esquema de seções Biquad associadas em cascata.


A equação de saída de cada seção pode ser descrita da seguinte forma:

yi[n] = ai_0 ·xi[n]+ai_1 ·xi[n−1]+ai_2 ·xi[n−2]−bi_1 ·yi[n−1]−bi_2 ·yi[n−2] (3.3)

Onde xi[n] é a n-ésima amostra de entrada, yi[n] a n-ésima amostra de saída da seçãoi e ai_0, ai_1, ai_2, bi_1 e bi_2 seus coeficientes do filtro. A Microchip disponibilizauma planilha de cálculos para conversão dos coeficientes no domínio Z para os das seções


Biquad, mas o software ScopeIIR já possui a opção de saída nesse formato.

Após a obtenção dos parâmetros para todos os filtros necessários para o projeto, foipossível a implementação do código de processamento do sinal de ECG. O compiladorutilizado para a criação dos códigos em C foi o mikroC for PIC da MikroElektronika,devido a sua simplicidade de uso e quantidade de funções já disponíveis em sua biblioteca.

3.5 Representação gráfica

A representação gráfica do sinal inicialmente se deu através de uma tela de LCD comcontrolador KS0108 de 128x64 modelo 128H064A com um teclado de 5 digitos implemen-tado devido à disponibilidade de teste. O circuito testado, mostrado na figura 35. Apesardo seu diagrama ser bastante simplificado e sua comunicação amplamente difundida atra-vés de bibliotecas do compilador mikroC, sua resolução se mostrou bastante limitada paraa reprodução fiel do sinal de eletrocardiograma.

Figura 35 – Esquemático do circuito com tela de LCD.

X1CRYSTAL

C1

22pF

C2

22pF

R110k

VDD

RA0/AN02RA1/AN13RA2/AN2/VREF-/CVREF4RA3/AN3/VREF+5RA4/T0CKI/C1OUT/RCV6RA5/AN4/SS/LVDIN/C2OUT7RA6/OSC2/CLKO14OSC1/CLKI13

RB0/AN12/INT0/FLT0/SDI/SDA33RB1/AN10/INT1/SCK/SCL34RB2/AN8/INT2/VMO35RB3/AN9/CCP2/VPO36RB4/AN11/KBI0/CSSPP37RB5/KBI1/PGM38RB6/KBI2/PGC39RB7/KBI3/PGD40

RC0/T1OSO/T1CKI 15RC1/T1OSI/CCP2/UOE 16

RC2/CCP1/P1A 17

VUSB18

RC4/D-/VM 23RC5/D+/VP 24RC6/TX/CK 25

RC7/RX/DT/SDO 26

RD0/SPP0 19RD1/SPP1 20RD2/SPP2 21RD3/SPP3 22RD4/SPP4 27

RD5/SPP5/P1B 28RD6/SPP6/P1C 29RD7/SPP7/P1D 30

RE0/AN5/CK1SPP 8RE1/AN6/CK2SPP 9RE2/AN7/OESPP 10

RE3/MCLR/VPP 1

U2

PIC18F4550

10k

botao_cimabotao_baixo

botao_direitabotao_esquerda

botao_ok

botao_cimabotao_baixo

botao_direitabotao_esquerda

botao_ok

CS1

1CS

22

GND

3VC

C4

V05

RS6

R/W

7E

8DB

09

DB1

10DB

211

DB3

12DB

413

DB5

14DB

615

DB7

16RS

T17

-Vou

t18

LCD2AMPIRE128X64

lcd_enablelcd_rslcd_cs1lcd_cs2

DB0DB1DB2DB3DB4DB5DB6DB7

DB0

DB1

DB2

DB3

DB4

DB5

DB6

DB7

lcd_e

nable

lcd_rs

lcd_c

s1lcd

_cs2

lcd_rw

lcd_rslcd_rw

Braço DireitoBraço EsquerdoPerna Esquerda

Fonte: O autor.

A solução proposta foi através da comunicação do microcontrolador por meio do proto-colo de comunicação serial USART (Universal Synchronous Asynchronous Receiver Trans-mitter) com um computador, onde os dados transmitidos do sistema implementado seriaminterpretados e mostrados com o auxílio de um software gráfico.


Para a conversão da interface de USART do microcontrolador PIC para a porta USBdo computador, foi utilizado um circuito de conversão de níveis TTL para serial que utilizao chip PL2303HX da fabricante Prolific, mostrado na figura 36.

Figura 36 – Chip PL2303HX.

Fonte: Prolific Technology, 2012.

Um esquemático com alguns componentes e ligações básicos é mostrado na figura 37.

Figura 37 – Esquemático básico da conversão USART/USB.

Fonte: Prolific Technology, 2012.


Existem hoje circuitos já com esse tipo de circuito de conversão implementados. Paraa utilização nesse projeto, foi adquirido um módulo de conversão, mostrado na figura 38.Seus pinos de saída para a interface serial consistem na alimentação de 5V, uma auxiliarde 3,3V, terra e o par Tx/Rx. Com ele foi possível a comunicação direta entre os sistemas.

Figura 38 – Módulo conversor de USB para TTL.

Fonte: O autor.

Após instalados todos os drivers necessários, a velocidade de transferência de ambosos lado foi configurada para 9600 baud rate.

O programa utilizado para a representação gráfica do sinal foi o Processing. Esse soft-ware gratuito é uma ferramenta de desenvolvimento de projetos gráficos através de umalinguagem de programação baseada em Java, também chamado de JavaApplet. Ele semostrou uma ferramenta bastante intuitiva e de rápida aplicação, permitindo a criação deuma interface simplificada para o trabalho. O software também permite a configuraçãodireta para aquisição dos dados através da porta serial, característica que o tornou umaescolha muito interessante para a implementação do projeto.

O ambiente de desenvolvimento é mostrada na figura 39.


Figura 39 – Ambiente de desenvolvimento do software Processing.

Fonte: O autor.

Os parâmetros básicos para a interface a ser desenvolvida consistiam numa corretaescala de tempo e de amplitude, pois, juntamente com possíveis alterações nos formatosde onda, esses são as principais fontes de informação na análise de um sinal de eletrocar-diograma.

Para tal configuração, o range de amplitude do sinal foi ajustado juntamente com otamanho total da janela de interface de forma criar uma graduação no eixo vertical coe-rente com os exames convencionais. Já para o eixo horizontal foram necessários ajustesnas taxas de baud rate da comunicação serial e atualização de dados na tela após o cálculodas médias realizados pelo processador.

Após ajustadas as dimensões da interface, a taxa de atualização de dados e a veloci-dade de comunicação da porta serial, foi definido construído o espaço para representaçãográfica do sinal de fato. Cada sinal foi mostrado individualmente devido à limitações navelocidade e processamento do microcontrolador, que se mostrou incapaz de analisar eprocessar todos os sinais ao mesmo tempo.

A interface desenvolvida é mostrado na figura 40


Figura 40 – Interface criada no software Processing.

Fonte: O autor.

Para os testes iniciais do sistema de amplificação, filtragem, comunicação com o com-putador e interface gráfica em conjunto, alguns sinais básicos foram utilizados. Apenassinais do tipo senoidal de diversas frequências foram testados, pois para a faixa de am-plitude de 20 a 30 mV o gerador de funções utilizado não era capaz de gerar uma ondaquadrada ou triangular bem definida, apenas ruídos e distorções.

Para esses testes preliminares, foram testadas 4 frequências distintas, são elas 20Hz,40Hz, 80Hz e 120Hz. A faixa de amplitude foi mantida entre 20 e 30 mV e foram avaliadoscom e sem a filtragem digital.

Terminada essa etapa de avaliação do circuito com ondas de maior simplicidade, opróximo passo se deu pela avaliação de um sinal de ECG. A aquisição desse tipo de sinalexige um cuidado com isolação do sinal, para que não haja risco ao paciente sendo anali-sado. A proposta para esse sistema de proteção se deu pela utilização do optoacopladorIL300 da fabricante Vishay, mostrado na figura 41, pois é capaz de isolar tanto sinaisanalógicos quanto digitais, além de seu custo em relação a outros dispositivos similares.


Figura 41 – Optoacoplador IL300.

Fonte: Vishay, 2008.

Alguns testes básicos foram realizados, como seu arranjo como amplificador, paramaior familiaridade com suas características de funcionamento. Após essa primeira etapa,o circuito mostrado na figura 42 foi implementado. Este circuito é utilizado como umamplificador de isolação óptica para entradas bipolares, sugerido como aplicação pelaprópria fabricante.

Figura 42 – Arranjo de amplificador de isolação óptica para sinais bipolares.

Fonte: Vishay, 2008.

Tal aplicação se mostrou interessante pois permitiria a aquisição das derivações dosinal de ECG. Durante o teste, porém o circuito foi danificado, resultando na inutilizaçãode ambos os acopladores.

A solução encontrada para a análise de um sinal de ECG seria através de um simuladorgerador de ondas. Um projeto desse tipo foi desenvolvido por (TOGINHO, 2015) comotrabalho de conclusão de curso. A partir dele seria possível a coleta e verificação das ondas.


O simulador de ECG desenvolvido foi implementado através de um kit de Arduino eteve como base amostras obtidas pelo banco de dados Physikalisch-Technische Bundesans-talt (PTB). As ondas originais foram obtidas todas de uma paciente que não apresentouanomalias ou patologias no exame. Devido a limitações do microcontrolador utilizado nogerador, apenas as derivações I, II, III e as aumentadas aVR, aVL e aVF foram analisadas.

Para o teste das simulações, a tela do software e atualização de envio de dados fioconfigurada de forma a emular a velocidade de 25mm/s de impressão do papel.

43

4 Resultados

4.1 Amplificador

Os primeiros testes realizados se deram com o amplificador de instrumentação. Paraverificação do seu funcionamento, um sinal senoidal de amplitude aproximada de 26mVfoi utilizado. Sua saída utilizando o resistor de precisão de 341 Ω e ganho de aproxima-damente 118 foi medida.

Figura 43 – Sinal com 100Hz e amplitude de 26.4mV de pico a pico.

Fonte: O autor.

Em seguida foi analisado o sinal após o estágio de amplificação, podendo ser observadona figura 44.

Capítulo 4. Resultados 44

Figura 44 – Sinal amplificado com amplitude de 3.36V de pico a pico.

Fonte: O autor.

A figura 45 mostra uma onda senoidal de frequência 20Hz antes de sofrer os procedi-mentos de filtragem visualizada na interface gráfica gerada pelo software Processing.

Mesmo sem os filtros aplicados, percebe-se que o amplificador de instrumentação já écapaz de melhorar a qualidade do sinal original devido à alta rejeição de modo comumCMRR. A interferência mais impactante deve-se à componentes de alta frequência, no-táveis principalmente nos picos de tensão da onda senoidal. Além do efeito de aliasing,já descrito na seção 2.7, a onda gerada à baixas amplitudes é distorcida de tal formaque suas extremidades assemelham-se à pontas de ondas triangulares, gerando uma maiorinterferência na leitura do sinal.


Figura 45 – Sinal amplificado e sem nenhum filtro digital aplicado.

Fonte: O autor.

A figura 46 mostra a onda de frequência 20Hz após a filtragem realizada pelo módulo.

Figura 46 – Sinal de 20Hz amplificado com aplicação dos filtros.

Fonte: O autor.

As oscilações e ondas atenuadas no sinal da figura 46 se devem a reprodução do si-nal pelo gerador de funções à amplitudes tão baixas, o impedindo de manter um nívelde tensão estável e constante. Pode-se notar também a eliminação das componentes deinterferência de alta frequência no sinal.

A figura 47 mostra o sinal de teste de 40Hz sem nenhum tipo de tratamento.


Figura 47 – Senóide de 40Hz amplificada e sem nenhum filtro digital aplicado.

Fonte: O autor.

Na figura 48 é possível perceber uma leve correção do desvio da linha de base dosinal, possivelmente oriunda do posicionamento muito próximo das ponteiras utilizadasno gerador de função à fonte de alimentação do amplificador.


Fonte: O autor.

A figura 49 mostra a senóide de 80 Hz sem nenhum filtro aplicado.



Fonte: O autor.

Pode-se notar na figura 50 a eliminação das oscilações de base resultantes de interfe-rências de baixa frequência, bem como alguns ruídos de alta frequência, identificados nospicos da onda.


Fonte: O autor.

A figura 51 mostra a onda senoidal de 120 Hz sem nenhum tipo de filtragem. Essafrequência já se encontra mais afastada da região de interesse de análise do eletrocardio-grama.



Fonte: O autor.

Pode-se notar uma leve correção das oscilações da linha de base e remoção de compo-nentes de alta frequência.


Fonte: O autor.

4.2 Teste com simulador de ECG

O teste do simulador de ECG se deu de forma semelhante, foram analisadas as deri-vações bipolares I, II, III e as aumentadas aVR, aVF e aVL. Os resultados são mostradosnas figuras abaixo. Para esse teste, assim como na configuração final utilizada, a taxa em


que os dados eram transmitidos equivalem a velocidade do papel de impressão em examesusuais de ECG,de 25mm/s.

A figura 53 mostra a derivação bipolar I, obtida posicionado-se o eletrodo negativo nobraço direito (RA) e o eletrodo positivo no braço esquerdo (LA).

Figura 53 – Derivação bipolar I.

Fonte: O autor.

A figura 54, por sua vez, mostra a derivação bipolar II, obtida posicionado-se o eletrodonegativo no braço direito (RA) e o eletrodo positivo na perna esquerda.

Figura 54 – Derivação bipolar II.

Fonte: O autor.


Já a figura 55 mostra a derivação bipolar III, obtida com o eletrodo negativo no braçoesquerdo e o positivo posicionado na perna esquerda.

Figura 55 – Derivação bipolar III.

Fonte: O autor.

Em seguida, foram mostradas as derivações unipolares aumentadas. A figura 56 mostraa derivação aVR, obtida ao posicionar-se o eletrodo positivo ao braço direito enquanto oterminal negativo é ligado aos outros dois membros do Triângulo de Einthoven por meiode uma resistência.

Figura 56 – Derivação aumentada do braço direito aVR.

Fonte: O autor.


A derivação aVL, mostrada na figura 57, é obtida ao se ligar o eletrodo positivo nobraço direito.

Figura 57 – Derivação aumentada do braço esquerdo aVL.

Fonte: O autor.

Por fim, a figura 58 mostra a derivação aVF, obtida ao posicionar-se o eletrodo positivona perna esquerda de forma semelhante às outras unipolares.

Figura 58 – Derivação aumentada da perna esquerda aVF.

Fonte: O autor.

52

5 Discussão Final

Com os dados obtidos nos testes, foi possível observar uma notável melhora na qua-lidade e eliminação de ruídos do sinal transmitido. Desde sua fase de amplificação, res-ponsável por retirar sinais comuns à entradas do amplificador, até a de filtragem em si.A utilização de um software gráfico permitiu uma visualização mais rápida dos dadosobtidos, tornando a análise dos resultados bastante simplificada e retirando a necessidadeda utilização de programas auxiliares.

Devido ao grande número de dados coletados durante a análise do sinal, o microcon-trolador apresentou diversas limitações em relação a sua capacidade de memória e pro-cessamento, impossibilitando o armazenamento de alguns dados do sinal para um cálculomais refinado da filtragem e a transmissão de todas as derivações de forma simultânea,bem como análise de dados adicionais. Os algoritmos implementados podem tambémser utilizados em outras famílias de microcontroladores, dotadas de um hardware maispoderoso e robusto.

A aquisição de dados nesse tipo de sistema é de vital importância para a segurança doaparelho, regulado pelas normas IEC 601-2-25 e IEC 601-2-27, de aspectos de segurançapara eletrocardiógrafos e monitores cardíacos, respectivamente. Devido ao risco de coletadesse tipo de sinal após a falha no sistema de isolação óptica, implementações futurasnesse sentido se fazem necessárias para análise de resultados de pacientes reais.

A comunicação através do conversor da Prolific apresentou algumas complicações emrelação à compatibilidade de drivers a alguns sistemas operacionais, sendo sanados apósa instalação versões anteriores do produto.

Sugestões para trabalhos futuros

Como sugestões de para trabalhos futuros, alguns fatores podem ser melhorados. Taiscomo:

• Desenvolvimento de um sistema de isolação entre o paciente e o equipamento

• Utilização de um microcontrolador com mais processamento, ou utilização de umamemória EEPROM externa para armazenamento dos dados

• Implementação de diferentes comunicações entre sistemas, como USB ou Bluetooth.

Capítulo 5. Discussão Final 53

• Desenvolvimento de uma interface na forma de aplicativo, de forma a tornar suainterface mais agradável e automatizada

54

Referências

CARDOSO, A. S. Instrumentação e Metodologias de Medição de Biopotenciais. [S.l.]:Universidade Federal de Minas Gerais, 2010. 15, 16

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GIFFONI, R. T. Breve História da Eletrocardiografia. 1a edição. ed. [S.l.: s.n.], 2010. 2, 3

GUYTON, A. C. Tratado de Fisiologia Médica. 11a edição. ed. [S.l.]: Saunders Elsevier,2006. 5, 9, 10, 12, 14, 17

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PESQUISA de Orçamentos Familiares 2008-2009. [S.l.]: Instituto Brasileiro de Geografiae Estatística, 2009. 1

SEDRA, A. S. Microelectronic Circuits. 5a edição. ed. [S.l.]: Oxford University Press,2004. 18

TOGINHO, D. G. ECG gerado por microcontrolador. [S.l.: s.n.], 2015. 41

TOMPKINS, W. J. Biomedical Digital Signal Processing. 1a edição. ed. [S.l.]: PrentriceHall, 2000. 14

VANDER, A. J. Human Physiology: The Mechanisms of Body Function. 8a edição. ed.[S.l.]: McGraw-Hill Education, 2003. 11

55

6 Apendice

6.1 Código MATLABTM para teste de filtros

1 %−−−−−−−−−−−− Código para t e s t e s de f i l t r o s −−−−−−−−−−−−−−−−−2 c l e a r a l l3 c l f4 c l c56 %−−− Parâmetros −−−7 t _ i n i c i a l = 0 ;8 t_passo = 1e −4;9 t _ f i n a l = 100 ;

10 f r e q _ s i n a l = 100 ;11 f r eq_te s t e1 = 20 ;12 f r eq_te s t e2 = 60 ;13 f r eq_te s t e3 = 150 ;14 f = −5000 :0 .01 :5000 ;151617 %−−− Estrutura −−−1819 %−− Geração dos s i n a i s −−202122 t = t _ i n i c i a l : t_passo : t _ f i n a l ;232425 ruido_1 = 0.2∗ s i n (2∗ pi ∗ f r eq_te s t e1 ∗ t ) ;26 ruido_2 = 0.2∗ s i n (2∗ pi ∗ f r eq_te s t e2 ∗ t ) ;27 ruido_3 = 0.2∗ s i n (2∗ pi ∗ f r eq_te s t e3 ∗ t ) ;2829 s i n a l _ t e s t e = load ( s i n a i s . mat ) ;3031 s ina l_1 = s i n a l _ t e s t e + ruido_1 ;32 s ina l_2 = s i n a l _ t e s t e + ruido_2 ;33 s ina l_3 = s i n a l _ t e s t e + ruido_3 ;343536 s i n a l D i g i t a l _ 1 = f f t ( s ina l_1 ) ;37 s i n a l D i g i t a l _ 2 = f f t ( s ina l_2 ) ;38 s i n a l D i g i t a l _ 3 = f f t ( s ina l_3 ) ;394041 %−− Apl icação dos f i l t r o s −−4243 FPB = PB;44 FPA = PA;45 NOTCH = Notch_60Hz4647 f i l trado_PB1 = f i l t e r (FPB, s ina l_1 ) ;48 f i l trado_PB2 = f i l t e r (FPB, s ina l_2 ) ;

Capítulo 6. Apendice 56

49 f i l trado_PB3 = f i l t e r (FPB, s ina l_3 ) ;5051 f i l trado_PA1 = f i l t e r (FPA, s ina l_1 ) ;52 f i l trado_PA2 = f i l t e r (FPA, s ina l_2 ) ;53 f i l trado_PA3 = f i l t e r (FPA, s ina l_3 ) ;5455 f o r i = 1 : s i z e ( s ina l_1 )56 f i l t r a d o _ t o t a l 1 ( i ) = fi ltrado_PB1 ( i ) + fi ltrado_PA1 ( i ) ;57 f i l t r a d o _ t o t a l 2 ( i ) = fi ltrado_PB2 ( i ) + fi ltrado_PA2 ( i ) ;58 f i l t r a d o _ t o t a l 3 ( i ) = fi ltrado_PB3 ( i ) + fi ltrado_PA3 ( i ) ;59 end6061 f i l t r a d o _ t o t a l 1 = fi ltrado_PB1 + fi ltrado_PA1 ;62 f i l t r a d o _ t o t a l 2 = fi ltrado_PB2 + fi ltrado_PA2 ;63 f i l t r a d o _ t o t a l 3 = fi ltrado_PB3 + fi ltrado_PA3 ;6465 f i l t r a d o 1 = f f t s h i f t ( f f t ( f i l t r a d o _ t o t a l 1 ) ) ;66 f i l t r a d o 2 = f f t s h i f t ( f f t ( f i l t r a d o _ t o t a l 2 ) ) ;67 f i l t r a d o 3 = f f t s h i f t ( f f t ( f i l t r a d o _ t o t a l 3 ) ) ;686970 %−− Plotagem dos s i n a i s −−71 f i g u r e (1 )72 subplot ( 2 , 1 , 1 )73 p lo t ( t , s ina l_1 )74 hold on75 p lo t ( t , f i l t r a d o _ t o t a l 1 , ’ r −−’)76 g r id on77 subplot ( 2 , 1 , 2 )78 p lo t ( t , s ina l_2 )79 hold on80 p lo t ( t , f i l t r a d o _ t o t a l 2 , ’ r −−’)81 g r id on8283 f i g u r e (2 )84 subplot ( 2 , 1 , 1 )85 stem ( f , abs ( f f t s h i f t ( f f t ( s ina l_1 ) ) ) / l ength ( f f t s h i f t ( f f t ( s ina l_1 ) ) ) )86 a x i s ([ −150 150 0 1 ] )87 g r id on88 subplot ( 2 , 1 , 2 )89 p lo t ( f , abs ( f f t s h i f t ( f f t ( ( s ina l_2 ) ) ) ) / l ength ( f f t s h i f t ( f f t ( s ina l_2 ) ) ) )90 a x i s ([ −150 150 0 1 ] )91 g r id on

6.2 Código gerado pelo FDATOOL no MatlabTM dofiltro Notch 60Hz

1 f unc t i on Hd = Notch_60Hz2 %NOTCH_SEGUNDAORDEM Returns a d i s c r e t e −time f i l t e r o b j e c t .34 % MATLAB Code5 % Generated by MATLAB(R) 8 .1 and the DSP System Toolbox 8 . 4 .


6 % Generated on : 10−Aug−2015 0 2 : 5 6 : 5 378 % IIR Notching f i l t e r des igned us ing the IIRNOTCH func t i on .9

10 % Al l f requency va lue s are in Hz .11 Fs = 48000 ; % Sampling Frequency1213 Fnotch = 60 ; % Notch Frequency14 BW = 0 . 0 1 ; % Bandwidth15 Apass = 1 ; % Bandwidth Attenuation1617 [ b , a ] = i i r n o t c h ( Fnotch /( Fs /2) , BW/( Fs /2) , Apass ) ;18 Hd = d f i l t . df2 (b , a ) ;1920 % [EOF]

6.3 Código para teste do Filtro Notch com coeficien-tes do ScopeIIR

1 f s = 500 ; % f r e q u ê n c i a de amostragem2 Ts = 1/ f s ; % per iodo de amostragem3 t = 0 : Ts:1−Ts ; % i n t e r v a l o de amostragem4 n = length ( t ) ; % tamanho do vetor5 f 1 = 40 ; % f r e q u ê n c i a t e s t e6 A1 = 0 . 7 ; % amplitude 17 A2 = 1 ; % amplitude 289

10 x = A1∗ s i n (2∗ pi ∗ f 1 ∗ t ) ;11 y = x+0.3∗ s i n (2∗ pi ∗60∗ t ) ;12 % plotando o s i n a l13 f i g u r e (1 )14 subplot ( 2 , 1 , 1 )15 p lo t ( t , x ) , t i t l e ( ’Onda de t e s t e s e n o i d a l 40Hz ’ ) , g r i d16 subplot ( 2 , 1 , 2 )17 p lo t ( t , y , ’ r ’ ) , t i t l e ( ’ S i n a l com Ruido de 60Hz ’ ) , g r id1819 x l a b e l ( ’Tempo ( s ) ’ )20 y l a b e l ( ’ y ( t ) ’ )2122 Y = f f t ( y ) ;2324 f i g u r e (2 )25 p lo t ( abs (Y) ) ;26 g r id27 x l a b e l ( ’ Frequência (Hz ) ’ )28 y l a b e l ( ’ Amplitude ’ )2930 N = length ( x ) ;31 w = − f s /2 : f s /2−1;32 Ysh i f t = f f t s h i f t (Y) ;33


34 f i g u r e (3 )35 p lo t (w,2∗ abs ( Ysh i f t )/N) ;36 g r id37 x l a b e l ( ’ Frequência (Hz ) ’ )38 y l a b e l ( ’ Amplitude ’ )39 t i t l e ( ’FFT c e n t r a l i z a d a ’ )4041 Yf = Notch_60Hz . ∗ Ysh i f t ;42 yf = i f f t ( f f t s h i f t ( Yf ) ) ;43 f i g u r e (5 )44 subplot ( 2 , 1 , 1 )45 p lo t ( t , r e a l ( y f ) ) , t i t l e ( ’ S i n a l após a p l i c a ç ã o do f i l t r o ’ ) , g r i d46 subplot ( 2 , 1 , 2 )47 p lo t ( t , x ) , t i t l e ( ’ S i n a l Or ig ina l ’ ) , g r i d4849 x l a b e l ( ’Tempo ( s ) ’ )50 y l a b e l ( ’ y ( t ) ’ )

6.4 Código exemplo de implementação de Seções Bi-quad no Matlab

1 f l o a t i i r_biquad ( f l o a t input , f l o a t ∗a , f l o a t ∗b )2 3 i f ( a == NULL | | b == NULL )4 throw DSPParamException ( "NULL c o e f f i c i e n t s " ) ;5 s t a t i c f l o a t out_hist1 = 0 .0 f ;6 s t a t i c f l o a t out_hist2 = 0 .0 f ;7 s t a t i c f l o a t in_his t1 = 0 .0 f ;8 s t a t i c f l o a t in_his t2 = 0 .0 f ;9 double output ;

10 // Poles11 output = out_hist1 ∗ b [ 0 ] ;12 output += out_hist2 ∗ b [ 1 ] ;13 // Zeros14 output += input ∗ a [ 0 ] ;15 output += in_his t1 ∗ a [ 1 ] ;16 output += in_his t2 ∗ a [ 2 ] ;17 // Update h i s t o r y18 in_his t2 = in_his t1 ;19 in_his t1 = input ;20 out_hist2 = out_hist1 ;21 out_hist1 = output ;22 re turn output ;23

6.5 Código de teste para configuração USB no mi-crocontrolador PIC


1 // Buf f e r de 64 bytes2 char b u f f e r [ 6 4 ] abso lu t e 0x500 ;3 // USB i n t e r r u p t s e r v i c e rou t in e4 void i n t e r r u p t ( )5 6 // Cal l l i b r a r y i n t e r r u p t handler r ou t in e7 USBDev_IntHandler ( ) ;8 9

10 void USBDev_CDCParamsChanged()11 char dataReceived = 0 ;12 unsigned dataRece ivedSize ;1314 void USBDev_CDCDataReceived( unsigned s i z e )15 16 dataReceived = 1 ;17 dataRece ivedS ize = s i z e ;18 19 void main ( )20 21 ADCON1 = 0x07 ;2223 // I n i c i a r a c l a s s e CDC com24 //Baud Rate = 9600 bps25 // Stop Bi t s = 1(0)26 // Paridade = None (0 )27 //Data Bi t s = 828 //USBDev_CDCInit ( ) ;2930 //Ou I n i c i a r a c l a s s e CDC per sona l i z ado31 USBDev_CDCSetLineCoding ( 57600 , 0 , 0 , 8 ) ;3233 // I n i c i a o modulo USB34 USBDev_Init ( ) ;35 // H a b i l i t a as i n t e r r u p ç o e s36 IPEN_bit = 1 ; // Ativa i n t e r r p ç ã o por p r i o r i d a d e37 USBIP_bit = 1 ; // Ativa p r i o r i d a d e a l t a38 USBIE_bit = 1 ; // Inte r rupção da porta USB39 GIEH_bit = 1 ; // Inte r rupção g l o b a l40 // Espera o d i s p o s i t i v o s e r con f igurado41 whi le ( USBDev_GetDeviceState ( ) != _USB_DEV_STATE_CONFIGURED ) ;42 // Def ine o b u f f e r de recepção43 USBDev_CDCSetReceiveBuffer ( b u f f e r ) ;44 whi le (1 )45 46 //Se recebeu algum dado47 i f ( dataReceived == 1 )48 49 dataReceived = 0 ; // limpa a f l a g5051 //Funcao usada para env ia r dados ao PC52 USBDev_CDCSendData( bu f f e r , dataRece ivedSize ) ;53 memcpy( bu f f e r , "USB" , 17 ) ;54 USBDev_CDCSendData( bu f f e r , 17 ) ;55 // Prepara o b u f f e r de recepção


56 USBDev_CDCSetReceiveBuffer ( b u f f e r ) ;57 58 59

Documents

Módulo de Obtenção de Eletrocardiograma Usando