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SISTEMA ISOLADO PARA A CAPTAÇÃO CAPACITIVA
DE ELETROCARDIOGRAMA
Gabriel Vianna Resende
Projeto de Graduação apresentado ao Curso de
Engenharia Eletrônica e de Computação da Escola
Politécnica, Universidade Federal do Rio de
Janeiro, como parte dos requisitos necessários à
obtenção do título de Engenheiro.
Orientador: Marcio Nogueira de Souza
Rio de Janeiro
Setembro de 2019
iv
UNIVERSIDADE FEDERAL DO RIO DE JANEIRO
Escola Politécnica – Departamento de Eletrônica e de Computação
Centro de Tecnologia, bloco H, sala H-217, Cidade Universitária
Rio de Janeiro – RJ CEP 21949-900
Este exemplar é de propriedade da Universidade Federal do Rio de Janeiro, que
poderá incluí-lo em base de dados, armazenar em computador, microfilmar ou adotar
qualquer forma de arquivamento.
É permitida a menção, reprodução parcial ou integral e a transmissão entre
bibliotecas deste trabalho, sem modificação de seu texto, em qualquer meio que esteja
ou venha a ser fixado, para pesquisa acadêmica, comentários e citações, desde que sem
finalidade comercial e que seja feita a referência bibliográfica completa.
Os conceitos expressos neste trabalho são de responsabilidade do(s) autor(es).
v
AGRADECIMENTO
Agradeço aos meus pais, Arthur e Ilma, por sempre me apoiarem em todas as
etapas da minha vida. Também agradeço ao meu tio Helcio, à Monica e ao Arnaldo pela
ajuda durante todos esses anos de graduação. Por fim, agradeço ao professor Marcio
Nogueira de Souza pela orientação e toda paciência durante o desenvolvimento deste
trabalho.
vi
RESUMO
Sistemas convencionais de eletrocardiograma usam eletrodos com gel que
requerem contato com a pele. Esses sistemas podem não ser ideais para monitoramento
de longa duração devido a irritações na pele e reações alérgicas, causadas pelo gel
presente no eletrodo. Para evitar esses problemas, diferentes soluções têm sido
apresentadas, incluindo eletrodos secos e eletrodos isolados. Recentemente, vários
pesquisadores têm explorado os eletrodos isolados, também conhecidos como eletrodos
capacitivos, conseguindo adquirir sinais de boa qualidade. Este trabalho apresenta um
sistema completamente isolado para a aquisição de eletrocardiograma (ECG) com
acoplamento capacitivo, utilizando a técnica de bootstrap e também um drive de perna
direita (DRL) capacitivo. O desenvolvimento e sinais coletados em voluntários são
apresentados. Dos resultados, é possível concluir que o sistema proposto com eletrodos
capacitivos para a aquisição de ECG funciona com qualidade suficiente para determinar
a frequência cardíaca. Os resultados tiveram qualidades de sinal diferentes dependendo
do voluntário, evidenciando que ainda são necessários ajustes para que o sistema
apresente resultado similar aos sistemas que usam eletrodos convencionais.
Palavras-Chave: eletrodos capacitivos, eletrocardiograma, eletrodos isolados.
vii
ABSTRACT
Conventional systems for electrophysiological measurement use wet electrodes
that require contact with skin. Those systems may not be feasible for a long term
monitoring due to skin irritation and allergic reactions, caused by the conductive gel
present on the electrode. To avoid these issues, different approaches have been
proposed, including dry contact and insulating electrodes. Recently, several researchers
have explored insulating electrodes, also known as capacitive electrodes, achieving
good signal results. This work presents a fully insulated system to acquire
electrocardiogram (ECG) with capacitive coupling, bootstrap technique, and also a
capacitive driven right leg circuit (DRL). The development and some results of
examples of the acquired signal are presented. From results, we conclude that the
proposed system of capacitive electrode for acquiring ECG signals worked properly to
determine heart rate. The signal quality obtained differs depending on the volunteer,
adjusts are needed to obtain results similar to the ones acquired by using conventional
electrodes.
Key-words: Insulated electrodes, Eletrocardiogram, Capacitive electrodes.
viii
SIGLAS
ECG – Eletrocardiograma
DRL – Drive right leg
ATP – Trifosfato de adenosina
CMR – Commom mode rejection
USB – Universal serial bus
DC – Direct current
LabVIEW – Laboratory Virtual Instrument Engineering Workbench
AD – Analógico digital
SNR – Razão sinal ruído
ix
Sumário
1 Introdução 1
1.1 - Tema . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1
1.2 - Delimitação . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1
1.3 - Justificativa . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1
1.4 - Objetivos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2
1.5 - Metodologia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2
1.6 - Descrição . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3
2 Fundamentos Teóricos 4
2.1 - Biopotenciais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4
2.2 - Eletrocardiograma . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5
2.3 - Eletrodos Metálicos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6
2.4 - Circuitos utilizados na captação de biopotenciais . . . . . . . . 7
2.4.1 - Amplificador de Instrumentação . . . . . . . . , . . . . . . . . , 7
2.4.2 - Amplificador de ECG . . . . . . . . . . . . . . . . , . . . . . . . . , 9
2.4.3 - Circuito Drive de Perna Direita (DRL) . . , . . . . . . . . , 10
3 Revisão da Literatura 11
3.1 - Metodologia dos artigos presentes na literatura . . . . . . . . . . 11
3.2 - Resultados dos artigos presentes na literatura . . . . . . . . . . . 13
4 Materiais e Métodos 16
4.1 - Diagrama de blocos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16
x
4.2 - Hardware . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 17
4.2.1 - Eletrodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 17
4.2.2 - Amplificador de instrumentação . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 19
4.2.3 - Drive de perna direita . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 19
4.2.4 -Corretor de linha de base . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 20
4.3 - Sistema de aquisição . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 20
4.4 - Sistemática de avaliação . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 22
4.4.1 -Teste de bancada . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 22
4.4.2 -Protocolo de aquisição . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 22
5 Resultados 24
5.1 - Resposta em frequência do eletrodo . . . . . . . . . . . . . . . . . . 24
5.2 - Aquisição em voluntários . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25
6 Discussão e Conclusão 30
Bibliografia 31
xi
Lista de Figuras
2.1 – Ilustração do coração humano, com detalhes dos tecidos de condução dos
potenciais de ação cardíacos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
5
2.2 – Forma de onda típica de um sinal de ECG e intervalos analisados
clinicamente. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
6
2.3 – Amplificador de Instrumentação . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 8
2.4 – Topologia básica de um amplificador de ECG . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9
3.1 – Circuito do eletrodo sem resistor de polarização . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11
3.2 – Circuito do eletrodo construído com a metade do capacitor . . . . . . . . . . . . . 13
3.3 – Trechos dos sinais obtidos em [6] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14
3.4 – Resultados apresentados por [7] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 15
4.1 – Diagrama de blocos do sistema . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16
4.2 – Modelo da interface da pele com o eletrodo e sua eletrônica . . . . . . . . . . . . 17
4.3 – Topologia do bootstrap . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18
4.4 – Circuito do drive de perna direita . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 20
4.5 – Software implementado em LabVIEW . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 21
5.1 – Resposta em frequência do eletrodo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 24
5.2 – Resposta em frequência do circuito . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25
5.3 – Trechos do sinal coletado no primeiro voluntário . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 26
5.4 – Trechos do sinal coletado no segundo voluntário . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27
xii
5.5 – Trechos do sinal coletado no terceiro voluntário . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 28
xiii
Lista de Tabelas
5.1 – Razão sinal ruído dos sinais dos três voluntários . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29
1
Capítulo 1
Introdução
1.1 – Tema
O tema do trabalho é a captação de sinais de eletrocardiograma usando eletrodos
isolados. O desafio a ser superado é o desenvolvimento de um dispositivo capaz de
adquirir sinais sem contato elétrico com a pele, mas com qualidade de sinal similar aos
eletrodos convencionais que usam gel condutor.
1.2 – Delimitação
A aquisição capacitiva de eletrocardiograma proposta se dá por cima da roupa, a
qual é usada como isolante, e com apenas uma derivação (das 12 tradicionalmente
observadas na prática clínica). Todas as medidas serão feitas com os eletrodos fixos em
posições especificas e com o indivíduo em repouso, não sendo tratados os casos em que
há interferência no sinal devido ao movimento dos eletrodos ou do indivíduo.
1.3 – Justificativa
Monitorar a atividade cardíaca é uma forma muito eficiente de diagnosticar
doenças cardiovasculares e acompanhar seu desenvolvimento. O método tradicional
para a aquisição de eletrocardiograma, usando eletrodos metálicos e gel condutor,
consegue fornecer sinais com alta qualidade para a análise clínica, porém o gel dos
eletrodos pode causar irritação da pele, além de necessitar da preparação da pele
(limpeza e tricotomia). Para superar esses problemas, os eletrodos capacitivos fornecem
uma alternativa para a aquisição de sinais de eletrocardiografia (ECG). O principal
2
problema na aquisição de biopotenciais através da roupa é a baixa capacitância de
acoplamento, de apenas dezenas de pF, exigindo impedâncias de entrada muito altas
para o pré-amplificador utilizado, de modo a fornecer uma frequência de corte inferior
de centésimos de Hertz.
Para conseguir impedâncias de entrada elevadas muitas técnicas já foram
propostas, sendo várias delas complexas e com necessidade de um grande número de
componentes. Nesse trabalho foi utilizada a técnica de bootstrap para elevar a
impedância de entrada do circuito do pré-amplificador.
Adicionalmente, as altas impedâncias de entrada tornam a captação de
biopotenciais por meio de eletrodos isolados mais vulnerável à interferência
eletromagnética, sendo necessário um design cuidadoso do eletrodo e do circuito do
pré-amplificador. Além disso, para eliminar a interferência eletromagnética presente no
corpo devido à rede elétrica, há a necessidade de implementar um eletrodo para o driver
de perna direita, que tem por objetivo melhorar a rejeição de sinais de interferência de
modo comum (normalmente 60 Hz). Para o sistema proposto, esse eletrodo também
deve ser isolado, uma vez que o uso de um eletrodo convencional com gel diminuiria os
benefícios dos demais eletrodos isolados. Neste sentido, este trabalho propõe uma
implementação completamente isolada e que futuramente possa contribuir para o
desenvolvimento e aprimoramento de dispositivos vestíveis (do Inglês, wearable
devices) para a captação de biopotenciais.
1.4 – Objetivos
O objetivo deste trabalho é o desenvolvimento de um dispositivo capaz de
adquirir sinais de eletrocardiograma por sobre a roupa, sem contato elétrico com a pele.
Desta forma, os objetivos específicos são: desenvolver um par de eletrodos com sua
eletrônica de amplificação que possua alta impedância de entrada e proteção contra
interferência eletromagnética; um eletrodo e circuito de drive de perna direita; um
circuito capaz de medir diferencialmente o sinal dos dois primeiros eletrodos e fornecer
o sinal a ser realimentado pelo terceiro eletrodo.
3
1.5 – Metodologia
A base metodológica para o projeto é a implementação de um circuito bootstrap
para elevação da impedância de entrada do circuito pré-amplificador ligado ao eletrodo.
Em tais circuitos, é necessário o uso de amplificadores operacionais de baixo ruído, uma
vez que esses eletrodos são a parte mais sensível à ruído e realizam a interface do
dispositivo com o indivíduo. Os resistores usados para a implementação do bootstrap
precisam ser ajustados de acordo com o tamanho do eletrodo fabricado e a espessura
média da roupa, para que seja atingida a frequência de corte necessária para não haver
perdas das componentes de frequência mais baixas do sinal. O ganho da realimentação
do drive de perna direita precisa ser escolhido suficientemente grande para eliminar a
interferência, porém não tão grande a ponto de comprometer a estabilidade.
1.6 – Descrição
No capítulo 2 são apresentados os fundamentos e conceitos usados no
desenvolvimento do trabalho. No capítulo 3 é feita uma revisão de trabalhos
semelhantes. Os materiais e métodos usados no desenvolvimento deste trabalho são
apresentados no capítulo 4. O capítulo 5 apresenta os resultados dos testes em bancada e
captação de sinais em voluntários. No capítulo 6 os resultados são discutidos e é feita a
conclusão do trabalho.
4
Capítulo 2
Fundamentos teóricos
2.1 – Biopotenciais
A variação da atividade eletroquímica de células excitáveis dos tecidos nervosos
e musculares dá origem aos biopotenciais [1]. A diferença de concentração de íons no
interior e exterior da membrana celular deste tipo de células gera um potencial, que
pode ser de repouso ou de ação. Em ambos os casos, o biopotencial é gerado e
transmitido.
Quando há um equilíbrio dos íons dentro e fora da célula, essa apresenta um
potencial de repouso. O valor desse potencial é medido no interior da célula em relação
ao exterior e fica entre -50 e -100 mV. Nesta situação a célula é dita polarizada e seu
potencial é controlado majoritariamente pela diferença de concentração de potássio,
podendo ser calculado pela equação de Nernst [1].
A célula pode receber estímulos externos, normalmente químicos, mecânicos ou
por tensão, provocando um aumento do potencial. Se este aumento ultrapassar um
limiar, que varia para cada tipo de célula, canais de sódio controlados por tensão são
abertos e a permeabilidade da membrana aumenta, permitindo a entrada de íons 𝑁𝑎+.
Assim, membrana começa a se despolarizar. Isso acontece até que a despolarização
atinja um valor no qual os canais de sódio se fecham. Quando isso ocorre, canais de
potássio são abertos permitindo a saída de íons 𝐾+ e a membrana volta a se polarizar.
Até que os canais de potássio sejam fechados acontece um fluxo excessivo de íons
causando uma polarização além do potencial de repouso, chamada hiperpolarização.
Assim é gerado o potencial de ação. Após a geração de vários potenciais de ação há
cada vez mais íons de sódio dentro da célula e de potássio fora. Esses íons são levados
de volta às suas concentrações iniciais pela bomba de sódio potássio que realiza
transporte ativo e necessita de energia derivada do trifosfato de adenosina (ATP) [2].
5
A despolarização de uma região da membrana serve como estímulo para as
regiões adjacentes e, assim, o potencial de ação é propagado por toda a membrana.
Algumas células possuem potencial de repouso alto o suficiente para que os canais de
sódio não se fechem completamente, fazendo com que a membrana se despolarize sem a
necessidade de um estímulo externo e que o potencial de ação seja gerado
espontaneamente. Células cardíacas especializadas, por exemplo, são capazes de manter
o funcionamento do coração mesmo sem influência do sistema nervoso [2].
2.2 – Eletrocardiograma
O coração age como uma bomba que impulsiona o sangue através do sistema
circulatório (Figura 2.1). Funciona em duas fases: na diástole está relaxado e se enche
de sangue; e na sístole ele se contrai, expulsando o sangue. Para que esses movimentos
ocorram em sincronia, são necessários impulsos elétricos coordenados, que são gerados
por tecidos condutivos especializados que estão presentes no coração. Cada tipo de
tecido tem seu potencial de ação característico [1].
Figura 2.1: Ilustração do coração humano, com detalhes dos tecidos de condução
dos potenciais de ação cardíacos.
Fonte: Adaptado de [3].
6
A sequência de biopotenciais que resulta do ciclo sístole-diástole formam
potenciais de ação que percorrem o tórax e chegam à superfície da pele. Esse sinal é
conhecido como eletrocardiograma (ECG). A contração ritmada dos músculos cardíacos
gera um sinal característico formado pelas ondas P, Q, R, S e T (Figura 2.2). A duração
do potencial de ação é chamada de sístole elétrica, enquanto o tempo sem potencial é
chamado de diástole elétrica. Durante a sístole, o potencial de ação gerado pelo nódulo
sinoatrial percorre os tecidos especializados contraindo os átrios e ventrículos. O
sentido e direção da propagação do biopotencial vão determinar o formato das ondas do
ECG. Analisando o intervalo de tempo entre essas formas de onda, assim como o
formato das mesmas, é possível se diagnosticar diversas doenças cardíacas [1].
Figura 2.2: Forma de onda típica de um sinal de ECG e intervalos analisados
clinicamente.
Fonte: Adaptado de [4].
2.3 – Eletrodos metálicos
Como visto anteriormente, biopotenciais são gerados em decorrência de
condução iônica por alguns tecidos biológicos. Uma vez que os circuitos eletrônicos
7
operam com elétrons como portadores de carga, a captação, amplificação e
processamento dos biopotenciais requer que eles sejam transformados de iônicos para
eletrônicos. Ou seja, é necessário convertê-los em sinais elétricos, sendo este o papel
dos eletrodos de captação e de sua eletrônica associada.
Para diminuir a impedância entre a pele e o eletrodo é necessário que haja a
limpeza da pele e aplicação de gel condutor. Mesmo assim, para aquisições de longa
duração, a troca dos eletrodos é necessária, uma vez que o adesivo não se adere por
muito tempo, poucos duram 24 horas. A troca do local do eletrodo também é feita a fim
de evitar irritação da pele [5].
Outro problema importante dos eletrodos são os artefatos de movimento, que
são ruídos gerados por conta da movimentação do eletrodo em relação à pele. Para
aquisições curtas, a contribuição do paciente permanecendo em repouso é suficiente
para evitar tais ruídos. Em monitoramento de longo prazo, entretanto, o movimento é
inevitável e os artefatos de movimento podem ser confundidos com o biopotencial [5].
2.4 – Circuitos utilizados na captação de biopotenciais
Um amplificador de biopotencial deve atender a características específicas do
sinal que está sendo amplificado, como faixa de frequência e ganho. Outros atributos
desejáveis são altíssima impedância de entrada, uma vez que a fonte do biopotencial
pode ter impedância tão alta quanto 10⁷ Ω, e alta rejeição de modo comum, ou common
mode rejection (CMR), devido principalmente à interferência da rede elétrica. O
amplificador de instrumentação possui todas essas propriedades.
2.4.1 – Amplificador de Instrumentação
Formado por três amplificadores operacionais, a topologia clássica do
amplificador de instrumentação tem os dois amplificadores operacionais da entrada na
configuração não inversora e o terceiro está configurado como um amplificador
diferencial (Figura 2.3). A simetria dessa topologia favorece a obtenção de um alto
CMR, assim como o casamento dos componentes.
8
Figura 2.3 – Amplificador de Instrumentação.
Fonte: Autoria própria.
Para calcular o ganho do amplificador de instrumentação, vamos usar o princípio
da superposição e considerar 𝑅2 = 𝑅3, 𝑅4 = 𝑅6, 𝑅5 = 𝑅7, então:
𝐸3 = 𝐸2. (𝑅3
𝑅𝐺+ 1) − 𝐸1. (
𝑅3
𝑅𝐺) (2.1)
𝐸4 = 𝐸1. (𝑅2
𝑅𝐺+ 1) − 𝐸2. (
𝑅2
𝑅𝐺) (2.2)
Fazendo (Equação 2.1 – Equação 2.2) e substituindo 𝑅2 = 𝑅3:
𝐸3 − 𝐸4 = (𝐸1 − 𝐸2). (2𝑅2
𝑅𝐺+ 1) (2.3)
Como (𝐸3 − 𝐸4) é a entrada do amplificador diferencial, considerando o ganho
do mesmo unitário:
𝐴𝑣 =𝐸𝑜𝑢𝑡
𝐸𝑖𝑛= 2
𝑅2
𝑅𝐺+ 1 (2.3)
9
Acrescentando o ganho amplificador diferencial, o ganho total do amplificador
será:
𝐴𝑡𝑜𝑡𝑎𝑙 = (2𝑅2
𝑅𝐺+ 1) . (
𝑅5
𝑅4) (2.4)
A condição de que 𝑅2 = 𝑅3, 𝑅4 = 𝑅6, 𝑅5 = 𝑅7 é muito difícil de ser realizada
com componentes discretos. Por isso, sua versão em circuito integrado é a mais
utilizada. O casamento dos componentes fabricados em circuito integrado é
fundamental para atingir altos valores de CMRR.
2.4.2 – Amplificador de ECG
Para a aquisição do ECG, é possível ligar os eletrodos usados na captação do
biopotencial diretamente no amplificador de instrumentação, como mostra a Figura 2.4.
Essa topologia é a mais básica, onde dois eletrodos captam o sinal e o terceiro fornece
um sinal de realimentação que é novamente aplicado ao indivíduo. O resistor 𝑅𝐺 ,
responsável pelo ganho, é dividido em dois para obter-se uma estimativa do sinal de
modo comum, isso é possível graças à simetria da topologia do amplificador de
instrumentação utilizado. Tal sinal de modo comum geralmente é formado por
interferência da rede elétrica.
Figura 2.4 – Topologia básica de um amplificador de ECG.
Fonte: Autoria própria.
10
Analisando ainda o circuito, a estimativa do sinal de modo comum é ligada a um
buffer, para isolar os resistores de ganho do restante do circuito, e sua saída vai à
blindagem dos cabos dos eletrodos, prática que reduz a interferência da rede elétrica. O
circuito restante é conhecido como drive de perna direita, o qual será detalhado a seguir.
2.4.3 – Circuito Drive de Perna Direita (DRL)
O circuito de drive de perna direita é responsável por realimentar, com uma
inversão de fase de 180º, o sinal de modo comum. Consiste em um amplificador
inversor que, ao inverter a fase e re-injetar o sinal de modo comum, reduz o mesmo no
paciente e, consequentemente, na entrada do amplificador de instrumentação. No
entanto, o ganho do DRL não deve ser muito elevado para não tornar o sistema instável,
uma vez que se trata de uma realimentação.
11
Capítulo 3
Revisão da literatura
Na literatura são propostas diversas formas para construir o eletrodo capacitivo,
incluindo diferentes materiais, formatos, interfaces e polarizações. Este capítulo
abordará trabalhos semelhantes presentes na literatura, apresentando suas metodologias
e resultados.
3.1 – Metodologia dos artigos presentes na literatura
Em [6], a proposta de construção do eletrodo é similar à desse trabalho, sendo
construído em placa de circuito impresso no tamanho de uma moeda, com a face
sensora isolada por máscara de solda. A eletrônica de front-end é implementada por um
amplificador de instrumentação (INA116), que possui baixíssima corrente de
polarização. A entrada não-inversora do amplificador é a entrada de sinal e não possui
resistor de polarização. O autor afirma que devido à corrente de polarização ser
extremamente baixa, o amplificador não satura.
Figura 3.1: Circuito do eletrodo sem resistor de polarização.
Fonte: Adaptado de [6].
12
A entrada inversora do amplificador de instrumentação recebe uma versão
filtrada (filtro passa-baixas com frequência de corte igual a 0,7 Hz) do sinal presente no
circuito de guarda da entrada não inversora. Como o amplificador de instrumentação
amplifica a diferença entre suas entradas, o sinal de entrada será filtrado por um filtro
equivalente passa-altas com mesma frequência de corte do passa-baixas. Isso reduz a
vantagem de se ter uma impedância de entrada tão elevada, pois normalmente essa
característica é desejada para reduzir a frequência de corte da interface e, com
frequência de corte em 0,7 Hz, componentes de mais baixa frequência do ECG são
atenuadas.
O sinal de cada eletrodo ainda passa por um filtro passa-altas para remover offset
do amplificador e um filtro passa-baixas a fim de evitar aliasing na digitalização, sendo
usado também para se extrair o sinal de modo comum. Tal sinal é usado no eletrodo de
referência, que é o único eletrodo de gel do sistema. Com isso, este não é
completamente capacitivo e os benefícios da implementação dos eletrodos isolados é
reduzida. Após os filtros, o sinal é digitalizado e as saídas de todos os conversores são
ligadas a um transmissor sem fio.
No artigo [7], o eletrodo é construído a partir de um capacitor cerâmico
comercial partido ao meio. Uma metade do capacitor é utilizada para realizar a interface
devido à alta constante dielétrica do isolante, fornecendo uma capacitância de
acoplamento maior. Um amplificador operacional na configuração seguidor de tensão é
utilizado para condicionar o sinal. Para polarizar o amplificador, um resistor de 1 GΩ é
utilizado, embora não fique claro no texto como esse resistor é implementado, pois seu
valor está fora da faixa de valores comerciais.
Diodos foram colocados na entrada do buffer para prevenir que a tensão de
entrada atinja valores em que o amplificador sature. De forma semelhante, diodos zener
ligados entre entrada e às alimentações foram utilizados para prevenir que descargas
eletrostáticas danifiquem a entrada do amplificador operacional.
Os sinais de ambos os eletrodos foram digitalizados por um kit comercial para
aquisição de biopotenciais. O sinal do drive de perna direita foi obtido do kit e, assim
como no caso anterior, conectado à pele, usando um eletrodo de gel convencional.
13
Figura 3.2: Circuito do eletrodo construído com a metade do capacitor.
Fonte: Adaptado de [7].
3.2 – Resultados dos artigos presentes na literatura
O artigo [6] adquiriu sinais de eletroencefalograma e ECG. Os sinais de ECG
foram obtidos utilizando-se dois isolantes: uma camiseta e um suéter mais espesso,
ambos de algodão. A Figura 3.3 mostra que, embora com o suéter a qualidade do sinal
tenha piorado, ainda é possível identificar o complexo QRS e determinar a frequência
cardíaca.
14
Figura 3.3: Trechos dos sinais obtidos em [6].
Fonte: Adaptado de [6].
O artigo [7] testou o funcionamento dos eletrodos nas situações: sobre a pele e
isolado pela roupa, ambos com dielétrico e sem dielétrico. Na Figura 3.4, os sinais (a) e
(b) foram adquiridos com os eletrodos posicionados sobre a pele, enquanto em (c) e (d)
sobre um tecido de algodão. Em (a) e (c) utilizaram-se eletrodos de 17 cm² e sem
isolante para fins de comparação com (b) e (d), que são os obtidos com os eletrodos
construídos com o dielétrico do capacitor. Observa-se que em ambos os casos a
aquisição através da roupa piorou a qualidade do sinal, adicionando mais ruído.
Também é possível afirmar que os eletrodos com dielétrico possuem qualidade maior
quando comparados com os sem isolante.
15
Figura 3.4: Resultados apresentados por [7].
Fonte: Adaptado de [7].
16
Capítulo 4
Materiais e Métodos
4.1 –Diagrama de blocos
O sistema proposto contém três eletrodos: um par de eletrodos diferenciais e o
drive de perna direita. O par de eletrodos diferenciais está conectado ao amplificador de
instrumentação através de cabos blindados, cuja blindagem foi conectada ao sinal de
modo comum obtido do amplificador de instrumentação. O sistema também conta com
um circuito de correção de linha de base que é utilizado para remover flutuações do
nível médio do sinal, evitando saturações da saída. O sinal é filtrado por um filtro passa-
baixas e amplificado para, então, ser digitalizado pela placa de aquisição que é
conectada a um computador via interface USB.
Figura 4.1: Diagrama de blocos do sistema.
Fonte: Autoria própria.
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4.2 – Hardware
4.2.1 –Eletrodos
Para fornecer uma interface estável com a pele, os eletrodos foram construídos
em placas de circuito impresso. Uma face da placa fica em contato com a roupa, criando
a interface capacitiva, enquanto na outra está o circuito responsável por condicionar o
sinal e fornecer um caminho de baixa impedância para o resto do circuito, a fim de
reduzir a adição de ruído.
Um anel de guarda protege as partes do circuito vulneráveis a ruído, faz isso pois
é ligado à saída do buffer e assim a tensão da entrada e do anel são aproximadamente
iguais, reduzindo acoplamento capacitivo de sinais de interferência. Foi implementado
em ambos os lados do eletrodo, por todo o caminho até a entrada do amplificador
operacional.
Figura 4.2: Modelo da interface da pele com o eletrodo e sua eletrônica.
Fonte: Autoria própria.
Além da capacitância, na interface existe uma resistência parasita devido à não
idealidade do isolante, que será desprezada por fins de simplicidade. Na Figura 4.2, o
capacitor 𝐶𝑆 representa a capacitância da interface, 𝑅𝑏 é a resistência equivalente vista
da entrada e 𝐶𝑖 é a capacitância de entrada do amplificador operacional. A Equação 1
expressa a tensão na entrada do buffer e a Equação 2 calcula a frequência de corte da
interface.
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𝑉𝑖 =𝑗𝜔𝑅𝑏𝐶𝑠
1+𝑗𝜔𝑅𝑏(𝐶𝑖+𝐶𝑠)𝑉𝑠 (1)
𝑓𝑐 =1
2𝜋(𝐶𝑖+𝐶𝑠)𝑅𝑏 (2)
A frequência de corte escolhida foi de 0,05 Hz. A partir dessa informação, é
preciso ajustar 𝐶𝑆 e 𝑅𝐵. A resistência de entrada possui um limite dado por 𝑅𝑏𝑀𝐴𝑋 <
𝑉𝑐𝑐 𝑖𝑏𝑖𝑎𝑠⁄ , valores maiores que esses causariam a saturação do buffer [8]. Devido à baixa
capacitância da interface, o valor de 𝑅𝐵 deve ser muito alto, assumindo valores da
ordem de centenas de GΩ. Para implementá-lo, a técnica de bootstrap foi utilizada.
Com ela é possível criar um caminho para a corrente de polarização do amplificador
operacional e ao mesmo tempo simular um resistor com valor altíssimo. A Figura 4.3
ilustra a topologia.
O amplificador operacional tem papel muito importante na determinação do
valor de 𝑅𝐵, uma vez que sua corrente de polarização deve ser extremamente baixa para
que 𝑅𝐵 possa assumir valores altos sem provocar a saturação do amplificador. Para isso
foi escolhido o OPA2350 que possui corrente de polarização de apenas 0,5 pA.
Figura 4.3: Topologia do bootstrap.
Fonte: Autoria própria.
A Equação 3 fornece a impedância de entrada resultante.
𝑅𝑏 = 𝑅1 𝑅2 𝑅3⁄ (3)
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O diâmetro escolhido para o eletrodo foi de 25 mm para que não haja
desconforto ao “vesti-lo”. A capacitância criada na interface pode ser estimada pela
Equação 4, assumindo 𝑑 = 0,3 𝑚𝑚, 𝜖𝑟 = 1, 𝜖0 = 8,85. 10−12 𝐹
𝑚.
𝐶𝑆 ≅ 𝜖0𝜖𝑟𝐴
𝑑= 14,5 𝑝𝐹 (4)
Considerando apenas o efeito passa-altas da interface, o resistor de polarização
pode ser calculado pela Equação 5.
𝑅𝑏 =1
2𝜋𝐶𝑠𝑓𝑐= 219 𝐺𝛺 (5)
Avaliando os resistores disponíveis comercialmente para implementar 𝑅𝑏 e que
𝜖𝑟 pode ser maior que 1, então 𝐶𝑆 pode estar sendo subestimado, foram escolhidos os
valores 𝑅1 = 10 𝑀𝛺, 𝑅2 = 2,2 𝑀𝛺 e 𝑅3 = 120 𝛺. Com esses valores obtém-se 𝑅𝑏 =
183 𝐺𝛺.
4.2.2 –Amplificador de instrumentação
O amplificador de instrumentação escolhido foi o INA128 devido à sua alta
rejeição de modo comum. Ele possui uma característica de simetria que, ao dividir seu
resistor de ganho em dois, pode-se obter uma estimativa do sinal de modo comum entre
os dois resistores. Esse sinal é fornecido ao drive de perna direita e à blindagem dos
cabos dos eletrodos.
4.2.3 –Drive de perna direita
Para implementar um sistema de captação de biopotenciais totalmente isolado, o
drive de perna direita (DRL) também deve ser capacitivo. Isso representa um grande
desafio, pois como só é possível controlar a capacitância de acoplamento é difícil
determinar a frequência de corte da interface. Para que essa seja adequada, foi
necessário aumentar o tamanho do eletrodo do drive de perna direita para 8 x 4,5 cm. A
Figura 4.4 ilustra o circuito.
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Figura 4.4: Circuito do drive de perna direita.
Fonte: Autoria própria.
O filtro passa-altas formado por 𝐶𝐻 e 𝑅𝐻 é necessário para remover o nível DC
que pode existir entre os resistores de ganho. Enquanto 𝐶𝐿 e 𝑅𝐿 formam um filtro passa-
baixas, que foi adicionado para atenuar ruídos de alta frequência que saturariam a saída
do circuito.
4.2.4 –Corretor de linha de base
O sinal do ECG na saída do amplificador de instrumentação pode apresentar
flutuações devido à respiração e artefatos de movimento. Para que o nível médio do
sinal fosse trazido para zero, foi implementado um circuito de correção de linha de base.
Esse circuito consiste em filtrar o sinal de ECG com um filtro passa-baixas, com
frequência de corte de 1 Hz e fornecer um pequeno ganho negativo, de -2,5. O sinal
resultante é ligado à entrada de referência do amplificador de instrumentação e, por isso,
é subtraído do sinal de ECG.
4.3 –Sistema de aquisição
A parte do sistema responsável por digitalizar e registrar o sinal é composta por
uma placa de aquisição e um computador. A placa de aquisição utilizada foi a USB-
6009 da National Instruments, que possui 4 entradas analógicas com conversor
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analógico-digital de 14 bits diferencial e frequência de amostragem máxima de 48000
amostras por segundo. Para evitar o feito de aliasing, a saída do amplificador de
instrumentação passa por um filtro passa-baixas com frequência de corte em 100 Hz
antes de ser digitalizado à taxa de 1 kS/s.
Um programa em LabVIEW foi desenvolvido para visualização e registro do
sinal. O programa começa com o bloco de configuração da placa e do modo de
aquisição. Tal bloco, destacado na Figura 4.5, configura qual canal da placa será lido, a
frequência de amostragem, os valores máximo e mínimo e o modo de aquisição da
placa. Os valores máximo e mínimo são escolhidos para que o pré-amplificador da placa
de aquisição ajuste seu ganho de forma a utilizar o máximo da faixa dinâmica do
conversor AD. A placa aceita faixa de entrada de ±1 V, que foi a utilizada.
Figura 4.5: Software implementado em LabVIEW.
Fonte: Autoria própria.
Após o bloco de configuração, há um filtro digital do tipo Butterworth de 2ª
ordem, que foi inicialmente configurado como notch de segunda ordem, com banda de
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rejeição de 58 a 62 Hz, para remover eventuais interferências da rede elétrica, mas pode
ter sua configuração alterada conforme necessário. Em seguida, o sinal é conectado ao
painel de visualização e ao bloco para registro do sinal. Este último registra o sinal em
um arquivo com os dados separados por vírgula.
O bloco de cálculo da frequência cardíaca filtra o sinal com um filtro digital
passa-altas de 2ª ordem do tipo Butterworth com frequência de corte de 5 Hz, a fim de
manter apenas o pico da onda R e comparar o sinal obtido com um limiar que, se for
ultrapassado, cria um valor TRUE. Para evitar que o ruído presente no sinal seja
confundido com um batimento, existem dois limiares: 0 V e 0,3 V. A comparação é
feita de forma que só é considerado o acontecimento de um batimento quando o sinal
vai de uma amostra menor que 0 V para uma maior que 0,3 V.
Na ocorrência de um novo batimento, é realizada a diferença entre os instantes
do batimento atual e o passado, para descobrir quantas amostras aconteceram entre um
batimento e outro. Em seguida, a frequência de amostragem é dividida por esse
intervalo. Assim, descobre-se a frequência por segundo. Enfim, o valor é multiplicado
por 60 para obter o número de batimentos por minuto.
4.4 –Sistemática de avaliação
4.4.1 –Teste de bancada
Para avaliar o sistema, o ganho será avaliado em várias frequências entre
0,01 Hz e 1 kHz. A interface dos eletrodos com a pele será simulada com uma placa de
alumínio isolada com a mesma camisa utilizada para captação do ECG. A curva com
ganhos práticos será comparada com a projetada.
4.4.2 –Protocolo de aquisição
A aquisição do ECG se dará através de uma camisa de algodão. Duas camisas
serão usadas, a primeira (camisa 1) com uma camada de tecido, de aproximadamente
0,3 mm de espessura, e outra (camisa 2) com duas camadas de tecido. O eletrodo do
23
drive de perna direita será posicionado no meio do tórax e os outros serão colocados um
à direita e outro à esquerda. Duas configurações de afastamento entre os eletrodos serão
testadas. Na primeira, os eletrodos ficarão a 20 cm do drive de perna direita e na
segunda a 2 cm. Para fixar os eletrodos sobre a camisa, será usada uma cinta elástica
sobre os mesmos.
Para avaliar a qualidade do sinal obtido, será utilizada a razão sinal ruído (SNR).
Tal razão será calculada através dos valores médios entre os picos e vales do sinal, e o
seu equivalente no ruído, através das equações:
𝑉𝑝 =∑ 𝑉𝑎𝑙𝑜𝑟𝑒𝑠 𝑑𝑒 𝑝𝑖𝑐𝑜𝑁
𝑁 (6)
𝑉𝑣 =∑ 𝑉𝑎𝑙𝑜𝑟𝑒𝑠 𝑑𝑒 𝑣𝑎𝑙𝑒𝑁
𝑁 (7)
𝑆𝑁𝑅 =𝑉𝑝𝑠𝑖𝑛𝑎𝑙
− 𝑉𝑣𝑠𝑖𝑛𝑎𝑙
𝑉𝑝𝑟𝑢í𝑑𝑜− 𝑉𝑣𝑟𝑢í𝑑𝑜
(8)
24
Capítulo 5
Resultados
5.1 –Resposta em frequência do circuito
As Figuras 5.1 e 5.2 apresentam os resultados da resposta em frequência do
eletrodo e do circuito completo, respectivamente. Como o sistema possui entrada
diferencial, para determinar a resposta em frequência do circuito foi colocada uma
senóide em cada eletrodo de entrada. As senóides possuíam mesma frequência e fase,
mas amplitudes diferentes. Assim, a diferença entre as senóides da entrada foi
comparada com o sinal presente na saída para determinar o ganho.
Figura 5.1: Resposta em frequência do eletrodo.
Fonte: Autoria própria.
25
Figura 5.2: Resposta em frequência do circuito.
Fonte: Autoria própria.
5.2 –Aquisição em voluntários
Foram adquiridos sinais em três voluntários, cujos resultados são mostrados nas
Figuras 5.1 a 5.3. O eletrocardiograma também foi adquirido com os eletrodos
posicionados diretamente sobre a pele para efeitos de comparação.
O voluntário 1 apresentou os sinais mais ruidosos dentre todos. Mesmo com a
adição do filtro notch de 60 Hz, a qualidade do sinal não melhorou significativamente.
Os sinais obtidos no voluntario 2 apresentaram nível de ruído mais baixo e a filtragem
melhorou a qualidade do sinal. No caso do voluntário 3, os sinais obtidos, mesmo sem o
uso do filtro, são muito próximos aos obtidos diretamente sobre a pele. A Tabela 5.1
mostra os resultados dos SRN para todos os voluntários.
26
Figura 5.1: Trechos do sinal coletado no primeiro voluntário.
Fonte: Autoria própria.
27
Figura 5.2: Trechos do sinal coletado no segundo voluntário.
Fonte: Autoria própria.
28
Figura 5.3: Trechos do sinal coletado no terceiro voluntário.
Fonte: Autoria própria.
29
Tabela 5.1 – Razão sinal ruído dos sinais dos três voluntários
Camisa Posição dos eletrodos Estado do filtro
SNR para cada
voluntário (V/V)
1 2 3
1
Juntos Desligado 13,3 32,7 57,1
Ligado 14,6 20,2 56,7
Separados Desligado 20,6 36,2 28,6
Ligado 24,7 29,0 27,3
2
Juntos Desligado 4,3 21,9 56,0
Ligado 9,5 23,5 63,4
Separados Desligado 8,4 27,6 39,3
Ligado 21,1 16,8 29,0
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Capítulo 6
Discussão e Conclusão
A resposta em frequência encontrada para o eletrodo está dentro do esperado.
Além da atenuação em baixas frequências, também se observa uma atenuação em
frequências mais altas, começando em aproximadamente 100 Hz, devida à capacitância
de entrada do amplificador operacional. A resposta do circuito também está de acordo
com o projetado, com resposta aproximadamente plana na banda de passagem.
O sinal coletado nos voluntários apresentou melhor relação sinal ruído na
posição separados para os voluntários 1 e 2, e na posição juntos para o voluntário 3. Na
posição separados, as SNR têm valores mais próximos uns dos outros, indicando que
essa posição de eletrodos traz mais estabilidade para as aquisições e é mais adequada
para indivíduos em geral.
A camisa 1 apresentou maior SNR, como já se esperava devido à menor
espessura. A adição do filtro notch de 60 Hz aumentou a SNR em alguns casos,
enquanto reduziu em outros, indicando que o ruído presente no sinal não se deve apenas
à interferência da rede elétrica. O voluntário 3 é o autor deste trabalho e os testes para
ajuste do ganho do DRL foram realizados nele. Provavelmente por isso os valores de
SNR para o voluntário 3 são os mais altos. Uma alternativa para melhorar o SNR de
todos os voluntários seria ajustar o ganho do DRL individualmente até que o nível de
ruído seja imperceptível.
O sistema apresentou desempenho satisfatório, sendo possível determinar
claramente a frequência cardíaca de todos os voluntários. Ajustes ainda devem ser feitos
para reduzir o ruído presente no sinal. Possíveis ajustes incluem: testes com diferentes
materiais para a construção dos eletrodos; fixação dos eletrodos na roupa para evitar
artefatos de movimento; transmissão sem fio e alimentação por baterias, que deixaria o
sistema mais vestível; possibilidade de ajustar o ganho do DRL individualmente.
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Bibliografia
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Texto traduzido para o português por Gabriel Vianna Resende,
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[8] E. SPINELLI, M. HABERMAN. “Insulating electrodes: A review on biopotential
front ends for dielectric skin-electrode interfaces”. Physiological measurement,
v.31, pp. 183–198, 2010.
