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DÉBORA MATSUNAGA OSHIRO
SISTEMA PARA ESTIMAÇÃO DO NÍVEL DE SATURAÇÃO PARCIAL DE OXIGÊNIO NO SANGUE (SpO2) E
FREQUÊNCIA CARDÍACA
LONDRINA
2011
DÉBORA MATSUNAGA OSHIRO
SISTEMA PARA ESTIMAÇÃO DO NÍVEL DE SATURAÇÃO PARCIAL DE OXIGÊNIO NO SANGUE (SpO2) E
FREQUÊNCIA CARDÍACA
Trabalho de Conclusão de Curso submetido à Universidade Estadual de Londrina como parte dos requisitos para a obtenção do grau de Engenheira Eletricista. Orientador: Prof. Dr. Ernesto Fernando Ferreyra Ramírez
LONDRINA 2011
DÉBORA MATSUNAGA OSHIRO
SISTEMA PARA ESTIMAÇÃO DO NÍVEL DE SATURAÇÃO PARCIAL DE OXIGÊNIO NO SANGUE (SpO2) E FREQUÊNCIA CARDÍACA
‘Este trabalho foi julgado adequado para a conclusão do curso de engenharia elétrica e aprovado em sua forma final pela Coordenação do Curso de Engenharia
Elétrica da Universidade Estadual de Londrina.’
____________________________________
Prof. Dr. Ernesto Fernando Ferreyra Ramírez Orientador
____________________________________
Profa. Msc. Maria Bernadete de Morais França Coordenadora de TCC
Banca Examinadora:
____________________________________
Profa. Dra. Silvia Galvão de Souza Cervantes Universidade Estadual de Londrina
____________________________________
Msc. Thiago Reges Perales HS Technology
Londrina, 24 de outubro de 2011.
Aos meus pais, pelo carinho e apoio.
AGRADECIMENTOS
À minha família por todo o incentivo que recebo, pela paciência e
compreensão nos meus momentos de estresse e cansaço, e principalmente pelo
carinho. Aos meus pais, em especial, agradeço pelo bom exemplo dado a cada dia,
pelos valores que me foram passados.
Ao professor Ernesto, pela disposição em orientar e pela paixão com
a qual realiza seu trabalho.
À toda equipe HS por compartilharem comigo os aprendizados
diários. Em especial ao Thiago e Tiago, pelas oportunidades que me foram dadas ao
longo destes dois anos, pela disposição e paciência ao ensinar, por me mostrarem
como é gratificante trabalhar na área da engenharia.
Aos professores da Universidade Estadual de Londrina pelo
conhecimento disseminado.
Ao Danilo, pelo companheirismo dos últimos anos.
Ao Renato, Bruno, Fernanda, Victor, Leandro, Luís Fernando e
Flávia, amigos que adquiri no curso, que compartilharam comigo momentos de
desespero e também de muita alegria.
“Stay hungry, stay foolish.”
Stewart Brand
“There‟s only one corner of the universe
you can be certain of improving, and that‟s
your own self.”
Aldous Huxley
OSHIRO, Débora Matsunaga. Sistema Para Estimação do Nível de Saturação
Parcial de Oxigênio no Sangue (SpO2) e Frequência Cardíaca. 2011. 76 p.
Trabalho de Conclusão de Curso (Graduação em Engenharia Elétrica) –
Universidade Estadual de Londrina, Londrina, 2011.
RESUMO
Nos últimos anos, muitos avanços tecnológicos foram obtidos nas diferentes áreas
do conhecimento em função da busca incessante para aumentar a expectativa de
vida da população. Com base neste pensamento, uma importante ciência
multidisciplinar se destaca: a instrumentação biomédica, que envolve conhecimentos
em medicina, eletrônica, computação, entre outros. O presente trabalho consistiu no
desenvolvimento de um sistema de monitoramento capaz de estimar o valor do nível
de saturação parcial do oxigênio no sangue (SpO2) e a freqüência cardíaca através
da fotopletismografia, técnica caracterizada pela recepção de feixes luminosos
transmitidos através dos tecidos. O sistema desenvolvido é composto basicamente
por: conjunto optoeletrônico emissor-receptor para aquisição do sinal
fotopletismográfico, circuito para o condicionamento do sinal, microcontrolador
(PIC24FJ128GA006) e interface com o usuário. Para validar o funcionamento do
sistema desenvolvido, testes foram realizados com diversos indivíduos, assim, pôde-
se verificar resultados satisfatórios na aquisição da freqüência cardíaca e a
necessidade de aprimoramento do sistema para a obtenção do SpO2.
Palavras-chave: Instrumentação biomédica. Fotopletismografia. SpO2. Freqüência
cardíaca.
OSHIRO, Débora Matsunaga. System for Estimation of the Level of Partial
Oxygen Saturation in the Blood (SpO2) and Heart Frequency. 2011. 76 p.
Trabalho de Conclusão de Curso (Graduação em Engenharia Elétrica) –
Universidade Estadual de Londrina, Londrina, 2011.
ABSTRACT
In the last years, many technological advances were obtained in the different areas
of knowledge in search to increase the population’s life expectancy. Based on this
thought, an important multidisciplinary science stands out: the biomedical
instrumentation, which involves knowledge of medicine, electronics and computation,
among others. The present work consisted in the development of a monitoring
system able to estimate the level of the partial oxygen saturation in the blood (SpO2)
and the heart frequency through the use of photoplethysmography, technique
characterized by the reception of light beams transmitted through the tissues. The
developed system was basically composed of: optoelectronic transmitter and
receiver set for acquisition of the photoplethysmographyc signal, circuit for the signal
conditioning, microcontroller (PIC24FJ128GA006) and user interface. In order to
validate the operation of the developed system, tests were made with many
individuals, this way it was possible to verify satisfactory results in the acquisition of
the heart rate and the need of improvement on the system for SpO2 obtainment.
Key words: Biomedical instrumentation. Photoplethysmography. SpO2. Heart
frequency.
LISTA DE FIGURAS
Figura 2.1 – Estrutura do coração e o curso do sangue pelo coração. ..................... 17
Figura 2.2 – Eventos do ciclo cardíaco do ventrículo esquerdo. ............................... 18
Figura 2.3 – Circulações sistêmica e pulmonar. ........................................................ 20
Figura 3.1 – Fotopletismografia reflexiva. ................................................................. 24
Figura 3.2 – Fotopletismografia reflexiva. ................................................................. 25
Figura 3.3 – Coeficientes de absorção luminosa da hemoglobina e oxihemoglobina
em função do comprimento de onda. ........................................................................ 27
Figura 3.4 – Transmissão da luz através do dedo causada pelo sangue arterial (A),
sangue venoso (V) e tecidos (T). .............................................................................. 28
Figura 3.5 – Espectro de potência do sinal de PPG. ................................................. 29
Figura 3.6 – Calibração do oxímetro e o modelo Lambert-Beer. ............................... 30
Figura 4.1 – Diagrama de blocos do sistema proposto. ............................................ 32
Figura 4.2 – Regulador de tensão de -5 V. ............................................................... 33
Figura 4.3 – Regulador de tensão de 5 V. ................................................................. 33
Figura 4.4 – Circuito regulador de tensão de 3 V. ..................................................... 34
Figura 4.5 – Pico da intensidade luminosa do TLDR4900 em 650nm. ...................... 35
Figura 4.6 – Circuitos de acionamento dos LEDs. .................................................... 35
Figura 4.7 – Esquemático do OPT101. ..................................................................... 36
Figura 4.8 – Resposta espectral de funcionamento do OPT101. .............................. 37
Figura 4.9 – Diagrama de blocos do condicionamento do sinal. ............................... 38
Figura 4.10 – Filtro passa-baixas inversor com freqüência de corte de 10 Hz. ......... 39
Figura 4.11 – Filtro passa-baixas passivo com freqüência de corte de 5 Hz............. 39
Figura 4.12 – Filtro passa-baixas inversor com freqüência de corte de 0,1 Hz e
ganho de -1. .............................................................................................................. 40
Figura 4.13 – Buffer. .................................................................................................. 41
Figura 4.14 – Circuito somador dos sinais PPG e DC para a obtenção do sinal AC na
saída. ........................................................................................................................ 41
Figura 4.15 – Amplificador com Av = 6,9. .................................................................. 42
Figura 4.16 – Divisor resistivo para obter 1,5 V. ........................................................ 42
Figura 4.17 – Proteção na entrada do A/D. ............................................................... 44
Figura 4.18 – Display NHD-C128128BZ-FSW-GBW. ................................................ 45
Figura 4.19 – Foto do grampo de dedo contendo acoplamento óptico. .................... 46
Figura 4.20 – Interior do grampo de dedo. ................................................................ 46
Figura 4.21 – Esquemático do circuito de condicionamento do sinal PPG. .............. 47
Figura 4.22 – Layout da placa do circuito de condicionamento do sinal PPG. .......... 48
Figura 4.23 – Imagem 3D gerada pelo NI Ultiboard 11.0 da placa do circuito de
condicionamento do sinal PPG. ................................................................................ 48
Figura 4.24 – Foto da placa do circuito de condicionamento do sinal PPG. ............. 49
Figura 4.25 – Imagem 3D gerada pelo Multisim 11.0 da placa do microcontrolador. 49
Figura 4.26 – Foto da placa do microcotrolador. ....................................................... 50
Figura 4.27 – Hardware do sistema proposto............................................................ 50
Figura 5.1 – Fluxograma do firmware. ....................................................................... 51
Figura 5.2 – Tela do software MPLAB IDE. ............................................................... 52
Figura 5.3 – Fluxograma da rotina main. ................................................................... 53
Figura 5.4 – Mensagem inicial do sistema. ............................................................... 54
Figura 5.5 – Primeiros dados sendo coletados. ........................................................ 54
Figura 5.6 – Mensagem de erro. ............................................................................... 55
Figura 6.1 – Dados coletados pelo conversor A/D relativos ao nível DC do LED
vermelho.................................................................................................................... 57
Figura 6.2 – Dados coletados pelo conversor A/D relativos ao nível AC+1,5V do LED
vermelho.................................................................................................................... 58
Figura 6.3 – Dados coletados pelo conversor A/D relativos ao nível DC do LED
infravermelho. ............................................................................................................ 58
Figura 6.4 – Dados coletados pelo conversor A/D relativos ao nível AC+1,5V do LED
infravermelho. ............................................................................................................ 58
Figura 6.5 – Sinal captado pelo fotodiodo com movimento proposital do dedo. ....... 60
Figura B.1 – Sinal PPG obtido pelo fotodiodo OPT101 observado no osciloscópio
digital. ........................................................................................................................ 72
Figura B.2 – Circuito do filtro. .................................................................................... 73
Figura B.3 – Resposta em freqüência do filtro. ......................................................... 73
Figura B.4 – Circuito de condicionamento do sinal PPG com probes. ...................... 74
Figura B.5 – Sinais de saída resultante da simulação do circuito de condicionamento
do sinal PPG. ............................................................................................................ 74
Figura B.6 – Componente AC do sinal PPG com a adição de 1,5 V observado no
osciloscópio. .............................................................................................................. 75
LISTA DE TABELAS
Tabela 4.1 – Configuração dos pinos do PIC24FJ128GA006 para aquisição do sinal
fotopletismográfico. ................................................................................................... 43
Tabela 6.1 – Amplitudes das componentes do sinal PPG lidos pelo conversor A/D. 59
Tabela 6.2 – Valores obtidos dos testes realizados para validação dos resultados. . 61
LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS
A - Ampère
A/D – Analógico/Digital
ADC – Conversor Analógico-Digital (Analog to Digital Converter)
AV – Atrioventricular
Av – Ganho de tensão
bpm – Batimentos por minuto
CV – Sistema Cardiovascular
fc – Freqüência de corte
FC – Freqüência cardíaca
FPA – Filtro passa-altas
FPB – Filtro passa-baixas
Hb – Hemoglobina reduzida
HbO2 – Hemoglobina oxigenada ou oxihemoglobina
Hz – Hertz
I/O – Entrada/Saída (Input/Output)
IDE – Integrated Development Environment
ksps – Mil amostras por segundo (Kilo Samples Per Second)
LCD – Display de Cristal Líquido (Liquid Crystal Display)
LED – Diodo Emissor de Luz (Light Emmiting Diode)
PIC – Controlador de Interface Programável (Programmable Interface Controller)
PPG – Fotopletismografia (Photoplethysmography)
PVC – Policloreto de polivinila (Polyvinyl chloride)
s – Segundos
SpO2 – Nível de saturação parcial de oxigênio no sangue
STN – Super-Twisted Nematic
UTI – Unidade de Terapia Intensiva
V - Volts
SUMÁRIO
1 APRESENTAÇÃO.......................................................................................... 14
1.1 INTRODUÇÃO ..................................................................................................... 14
1.2 OBJETIVOS ........................................................................................................ 15
1.2.1 Objetivo Geral .............................................................................................. 15
1.2.2 Objetivos Específicos ................................................................................... 15
1.3 JUSTIFICATIVA ................................................................................................... 15
2 SISTEMA CIRCULATÓRIO ........................................................................... 16
2.1 O CORAÇÃO ...................................................................................................... 16
2.1.1 Freqüência Cardíaca .................................................................................... 19
2.2 A CIRCULAÇÃO SANGUÍNEA ................................................................................ 19
3 MEDIÇÃO DO SPO2 ...................................................................................... 22
3.1 FOTOPLETISMOGRAFIA ....................................................................................... 22
3.1.1 Fotopletismografia Reflexiva ........................................................................ 23
3.1.2 Fotopletismografia Transmissiva .................................................................. 24
3.2 CÁLCULO DO SPO2 ............................................................................................ 25
3.2.1 Lei de Lambert-Beer..................................................................................... 26
3.2.2 Características do Sinal Fotopletismográfico ............................................... 28
4 CIRCUITOS PROPOSTOS (HARDWARE) .................................................... 32
4.1 CIRCUITOS REGULADORES DE TENSÃO ................................................................ 32
4.2 CIRCUITO EMISSOR (ACIONAMENTO DOS LEDS) ................................................... 34
4.3 CIRCUITO RECEPTOR (AQUISIÇÃO DO SINAL) ....................................................... 36
4.4 PROCESSAMENTO DO SINAL ............................................................................... 37
4.4.1 Filtragem de ruídos ...................................................................................... 38
4.4.2 Componente DC do Sinal ............................................................................. 40
4.4.3 Componente AC do Sinal ............................................................................. 40
4.4.4 Microcontrolador .......................................................................................... 43
4.5 INTERFACE COM O USUÁRIO ................................................................................ 44
4.6 MONTAGEM ....................................................................................................... 45
4.6.1 Grampo de Dedo .......................................................................................... 45
4.6.2 Placa do Condicionamento do Sinal PPG .................................................... 46
4.6.3 Placa do Microcontrolador ............................................................................ 49
5 DESCRIÇÃO DO FIRMWARE ....................................................................... 51
5.1 ROTINA MAIN ..................................................................................................... 52
5.2 INTERRUPÇÕES .................................................................................................. 55
5.3 SUB-ROTINAS .................................................................................................... 55
5.3.1 Cálculo da Freqüência Cardíaca .................................................................. 56
5.3.2 Cálculo das Amplitudes e Cálculo da Razão R ............................................ 56
6 RESULTADOS E DISCUSSÕES ................................................................... 57
6.1 DADOS DE LEITURA DO A/D ................................................................................ 57
6.2 ARTEFATOS DE MOVIMENTO ............................................................................... 59
6.3 RESULTADO DOS TESTES ................................................................................... 60
7 CONCLUSÃO ................................................................................................ 63
7.1 SUGESTÕES PARA TRABALHOS FUTUROS ............................................................ 64
REFERÊNCIAS ......................................................................................................... 65
APÊNDICE A ............................................................................................................ 69
APÊNDICE B ............................................................................................................ 72
14
1 APRESENTAÇÃO
O presente trabalho possui sete capítulos. O capítulo 1 apresenta a
introdução, os objetivos e a justificativa do trabalho desenvolvido. O capítulo 2 trata
da fisiologia humana relacionada ao sistema circulatório. O capítulo 3 descreve os
princípios da fotopletismografia e as definições necessárias para o cálculo dos
valores SpO2. O capítulo 4 descreve o circuito (hardware) desenvolvido para a
obtenção dos parâmetros do sinal fotopletismográfico que se fazem necessários. O
capítulo 5 descreve o firmware desenvolvido para o microcontrolador
PIC24FJ128GA006. O capítulo 6 relata os testes realizados e os resultados obtidos.
O capítulo 7 finaliza o trabalho com as conclusões.
1.1 INTRODUÇÃO
Atualmente, dentre os equipamentos eletrônicos pode-se destacar
os equipamentos eletromédicos, os quais são utilizados na área da saúde para o
diagnóstico de doenças e até mesmo para salvar vidas. No ambiente hospitalar –
especialmente nas Unidades de Terapia Intensiva (UTI), áreas de recuperação,
unidades de queimados e centros cirúrgicos – é de extrema importância que os
pacientes sejam monitorados de forma adequada por equipamentos seguros e
confiáveis.
Assim, os profissionais da saúde têm o oxímetro de pulso como um
grande aliado, pois realiza o monitoramento contínuo e não-invasivo, informando
instantaneamente o nível de saturação parcial de oxigênio no sangue (SpO2) e a
freqüência cardíaca (FC) do paciente, detectando rapidamente eventuais condições
anormais destes valores antes que possa haver algum dano ao paciente ou a
observação de alguma manifestação física.
O projeto descrito neste trabalho foi desenvolvido em parceria com a
HS Technology – Indústria e Comércio de Equipamentos Eletrônicos Ltda., empresa
que desenvolve equipamentos na área da saúde, e tem como finalidade desenvolver
um sistema que execute as funções já citadas de um oxímetro de pulso.
15
1.2 OBJETIVOS
Com a realização deste trabalho, pretende-se atingir os objetivos
descritos a seguir.
1.2.1 Objetivo Geral
O objetivo geral deste trabalho é o desenvolvimento de um sistema
que forneça a estimação da saturação parcial de oxigênio do sangue (SpO2) e
também a frequência cardíaca, utilizando para isto o método fotopletismográfico
(PPG).
1.2.2 Objetivos Específicos
Desenvolver um circuito para a aquisição, filtragem e condicionamento das
componentes AC e DC do sinal fotopletismográfico;
Elaborar de um firmware para a digitalização e processamento dos dados,
visando a obtenção dos valores de SpO2 e freqüência cardíaca;
Desenvolver uma interface com o usuário.
1.3 JUSTIFICATIVA
Com o avanço tecnológico, técnicas não-invasivas ou que forneçam
resultados instantâneos são as maiores tendências para o desenvolvimento de
novos equipamentos médicos ou aprimoramento dos já existentes. Seguindo esta
tendência, a monitoração de sinais fotopletismográficos possibilita a extração de
parâmetros fisiológicos sem a necessidade de perfurar ou penetrar na pele do
paciente. Assim, este projeto foi desenvolvido em parceria com a HS Technology
para obter o conhecimento e o domínio da técnica fotopletismográfica.
16
2 SISTEMA CIRCULATÓRIO
Neste capítulo, é realizada uma breve apresentação sobre o sistema
circulatório, sistema que tem como função suprir as necessidades dos tecidos
corporais para que as células sobrevivam e funcionem de maneira ótima, ou seja,
sua função é transportar até eles os nutrientes, eliminar os produtos do metabolismo,
levar hormônios de uma parte do corpo para a outra e, de modo geral, manter o
ambiente apropriado em todos os líquidos teciduais do organismo. Este amplo
sistema de transporte corporal é freqüentemente denominado sistema
cardiovascular (CV) e é constituído por três componentes principais: o coração, os
vasos sanguíneos e o sangue. É importante entender o funcionamento deste
sistema ao tratar principalmente do suprimento de oxigênio pelo organismo para que
a técnica fotopletismográfica, utilizada para a obtenção do SpO2, possa ser
compreendida posteriormente (conforme Capítulo 3).
2.1 O CORAÇÃO
O coração (Figura 2.1) é um órgão muscular localizado no tórax e
responsável pelo bombeamento do sangue para que o mesmo circule por todo o
corpo. O coração é, na verdade, dividido em duas metades: direita, que envia o
sangue para os pulmões, e esquerda, que bombeia o sangue para os órgãos
periféricos. Cada uma dessas metades possui duas câmaras, sendo elas o átrio e o
ventrículo. Os átrios funcionam como fracas bombas que impulsionam sangue para
os ventrículos, facilitando seu enchimento. Os ventrículos, por sua vez, bombeiam o
sangue para a circulação pulmonar, partindo do ventrículo direito, ou para a
circulação sistêmica, partindo do ventrículo esquerdo (GUYTON, 2006, p. 103).
17
Figura 2.1 – Estrutura do coração e o curso do sangue pelo coração.
Fonte: Guyton (2006).
O conjunto dos eventos que ocorre entre o início de um batimento e
o início do próximo é denominado ciclo cardíaco. Tal ciclo consiste no período de
relaxamento (diástole), durante o qual o coração se enche de sangue, seguido pelo
período de contração, chamado de sístole.
Os diversos eventos que ocorrem no lado esquerdo do coração
durante o ciclo cardíaco podem ser vistos na Figura 2.2, sendo que as três curvas
superiores mostram as variações da pressão na aorta no ventrículo esquerdo e no
átrio esquerdo, respectivamente. A quarta curva representa as variações do volume
ventricular esquerdo; a quinta, o eletrocardiograma (ECG); e a sexta, um
fonocardiograma, que é o registro dos sons produzidos pelo coração –
principalmente pelas válvulas cardíacas – durante o bombeamento (GUYTON, 2006).
18
Figura 2.2 – Eventos do ciclo cardíaco do ventrículo esquerdo.
Fonte: Guyton (2006).
O ECG da Figura 2.2 mostra as ondas P, Q, R, S e T, que são
potenciais elétricos gerados pelo coração e registrados pelo eletrocardiógrafo na
superfície do corpo. A onda P é causada pela disseminação da despolarização pelos
átrios, e isso é seguido pela contração atrial, que causa aumento discreto na curva
de pressão imediatamente após a onda P eletrocardiográfica. Aproximadamente
0,16 s após o início da onda P, as ondas QRS surgem como resultado da
despolarização elétrica dos ventrículos, o que inicia a contração ventricular e faz
com que a pressão ventricular comece a aumentar, ou seja, o complexo QRS se
inicia pouco antes do início da sístole ventricular. Por fim, a onda T representa o
estágio de repolarização dos ventrículos, quando suas fibras musculares começam a
relaxar. Portanto, a onda T surge um pouco antes do final da contração ventricular
(GUYTON, 2006).
19
2.1.1 Freqüência Cardíaca
A freqüência cardíaca (FC) pode ser determinada através do inverso
do intervalo de tempo entre dois batimentos cardíacos sucessivos e é um fator
importante na análise do ritmo cardíaco. O intervalo de tempo normal entre dois
complexos QRS (Figura 2.2) sucessivos de um adulto é de aproximadamente 0,83 s,
o que corresponde a uma freqüência cardíaca de 60/0,83 vezes por minuto, ou
aproximadamente 72 batimentos por minuto (bpm). No entanto, em condições
adversas, a freqüência pode aumentar ou diminuir, sendo indicativo de situação
anômala. Quando a freqüência cardíaca se eleva acima de 100 bpm atinge-se um
estado denominado de taquicardia. A taquicardia pode indicar aumento da
temperatura corporal, estimulação por nervos simpáticos (responsáveis pela reação
de luta ou fuga – dilata a pupila e os brônquios, acelera os batimentos cardíacos,
inibe os movimentos peristálticos e a secreção gástrica) e toxicidade do coração. Já
a bradicardia é a condição caracterizada por valores de freqüência cardíaca abaixo
de 60 bpm, sendo, normalmente, indicativo de estimulação vagal (estimulação do
nervo vago, principal componente do sistema parassimpático – relacionado às
respostas calmas e relaxadas do corpo). Em atletas, a bradicardia é uma situação
normal para o indivíduo em repouso (GUYTON, 2002 apud SCHWARZ, 2007).
2.2 A CIRCULAÇÃO SANGUÍNEA
O sangue é um tecido conjuntivo que circula pelo sistema vascular
composto de células e fragmentos celulares suspensos em um líquido denominado
plasma. Os fragmentos celulares são as plaquetas, enquanto que as células são as
hemácias (glóbulos vermelhos ou eritrócitos) e os leucócitos (ou glóbulos brancos)
(VANDER; SHERMAN; LUCIANO, 2006). As células e fragmentos celulares
correspondem a 45 % do volume sangüíneo total e o plasma a 55 % deste volume,
sendo que o volume médio de sangue de um indivíduo é de aproximadamente 8 %
do seu peso corporal (NERI, 2006).
20
A circulação do sangue divide-se em circulação sistêmica (ou grande
circulação) e circulação pulmonar (também chamada de pequena circulação ou
circulação periférica), como mostra a Figura 2.3.
Figura 2.3 – Circulações sistêmica e pulmonar.
Fonte: Vander; Sherman; Luciano (2006, p.363).
Na circulação pulmonar, o sangue deixa o ventrículo direito por uma
única grande artéria, o tronco pulmonar, que se divide em duas artérias pulmonares,
uma suprindo o pulmão direito e a outra o pulmão esquerdo. Nos pulmões, as
artérias continuam a se ramificar, por fim, formando capilares.
À medida que o sangue flui pelos capilares pulmonares, capta
oxigênio suprido aos pulmões pelos alvéolos pulmonares através da respiração. Os
21
capilares se unem em vênulas e, em seguida, veias. O sangue oxigenado (também
conhecido como sangue arterial) deixa os pulmões através de quatro veias
pulmonares, que drenam no átrio esquerdo. Assim, o sangue nas veias pulmonares,
no lado esquerdo do coração e nas artérias sistêmicas tem um alto teor de oxigênio,
resultando em uma coloração vermelho-claro.
No circuito sistêmico, sangue oxigenado deixa o ventrículo esquerdo
por uma única grande artéria, a aorta. As menores artérias ramificam-se da aorta e
se dividem em vasos menores, as arteríolas, que se ramificam em um número
imenso de vasos muito pequenos, os capilares. À medida que este sangue flui pelos
capilares dos tecidos e órgãos periféricos, parte desse oxigênio deixa o sangue para
entrar e ser usado pelas células, resultando no menor teor de oxigênio do sangue
venoso sistêmico e uma coloração vermelho-escuro, popularmente chamado de
sangue azul.
As vênulas coletam o sangue dos capilares e se unem gradualmente,
formando vasos maiores, as veias. As veias provenientes de vários órgãos e tecidos
periféricos unem-se para criar duas grandes veias, a veia cava inferior, que coleta
sangue abaixo do coração, e a veia cava superior, que coleta sangue acima do
coração. Sendo assim, o sangue retorna ao átrio direito, fechando o ciclo (VANDER;
SHERMAN; LUCIANO, 2006).
22
3 MEDIÇÃO DO SpO2
Neste capítulo, são apresentados tópicos relacionados aos
conhecimentos necessários para a obtenção do valor do nível de saturação parcial
de oxigênio no sangue (SpO2), sendo eles: a técnica da fotopletismografia; a Lei de
Lambert-Beer; e as características do sinal fotopletismográfico.
3.1 FOTOPLETISMOGRAFIA
Pletismografia („Pletismo‟, do latim aumento e „grafia‟ que significa
escrita) é a técnica utilizada para determinar e registrar as variações de volume
sangüíneo em diferentes partes do corpo (CHEANG & SMITH, 2003 apud PAIM,
2005). Ao se tratar da pletismografia fotoelétrica, conhecida como fotopletismografia
(PPG), uma fonte de luz monocromática é aplicada sobre um tecido e mede-se a
intensidade da luz que é transmitida ou refletida por ele. Tal luz varia de acordo com
as mudanças de volume do sangue (venoso e arterial), tornando possível a
monitoração da saturação de oxigênio.
A técnica da fotopletismografia é utilizada para a determinação do
SpO2 e freqüência cardíaca pelo oxímetro de pulso. Sendo o oxímetro de pulso um
equipamento eletromédico não-invasivo que possibilita o monitoramento contínuo e
instantâneo dos níveis de oxigenação do sangue, detectando rapidamente eventuais
reduções destes valores antes que possa haver algum dano ao paciente ou a
observação de alguma manifestação física, como por exemplo: taquicardia,
bradicardia ou cianose (coloração púrpura da pele e membranas mucosas devido a
um aumento na quantidade de hemoglobina desoxigenada no sangue ou um defeito
estrutural na molécula de hemoglobina) (COSTA, 2002).
Para pacientes com risco de falhas respiratórias, é importante
monitorar o quão bem o sangue arterial está sendo oxigenado, ou seja, deseja-se ter
uma medida da eficiência do trabalho realizado pelos pulmões, sendo o oxímetro um
grande aliado, pois pode fornecer essas informações de maneira bastante segura e
eficaz. Outra aplicação deste equipamento é no monitoramento pulmonar de adultos
23
enfermos e na investigação de desordens no sono. A técnica de monitoramento do
nível de saturação parcial de oxigênio no sangue já é bem difundida, sendo comum
o seu uso durante anestesias e casos de tratamento intensivo. É um equipamento
padrão no monitoramento em unidades de terapia intensiva (UTI), centros cirúrgicos,
áreas de recuperação, unidades de queimados, ambulâncias, dentre outros locais
onde exista a necessidade de se saber como está o desempenho do sistema
respiratório do paciente quando estiver sob efeitos de anestésicos ou com
enfermidades no trato respiratório (PEREIRA, 2006).
Os oxímetros subdividem-se em dois grupos: os de transmissão e os
de reflexão, dependendo da técnica fotopletismográfica utilizada em seu sensor. Em
ambos os tipos, a luz que atinge os tecidos e sangue é parcialmente absorvida (pela
pele, tecidos, ossos, sangue venoso e sangue arterial não-pulsátil). Outra parte é
parcialmente refletida e parcialmente transmitida atingindo o fotoreceptor. Essa
componente que atinge o fotoreceptor carrega consigo variações de amplitude,
relacionadas às variações de volume do meio interno, provocadas pela circulação
arterial e venosa (CHEANG & SMITH, 2003 apud PAIM, 2005).
3.1.1 Fotopletismografia Reflexiva
Na fotopletismografia reflexiva (Figura 3.1), o fotoreceptor se localiza
ao lado do emissor recebendo os fótons advindos do meio interno por reflexão.
Como ilustrado na Figura 3.1, os dispositivos optoeletrônicos (emissor e receptor)
são isolados em câmaras separadas evitando que ocorra a iluminação direta entre
os mesmos, permitindo exclusivamente que a luz refletida atinja o fotoreceptor.
24
Figura 3.1 – Fotopletismografia reflexiva.
Fonte: Paim (2005, p.18).
Os oxímetros desta natureza permitem a medida do SpO2 em
regiões mais centrais do corpo, como peito ou testa do paciente. Sendo mais
adequados a pacientes que apresentam problemas de perfusão sanguínea
(distribuição do sangue) ou que sofreram queimaduras, de forma que a
vascularização periférica em algumas áreas pode estar comprometida (COSTA,
2002).
Segundo Paim (2005), a pletismografia reflexiva tem a vantagem de
consumir menos energia luminosa, pois a distância entre emissor e receptor é
pequena, sendo uma vantagem quando se trata de uso em equipamentos portáteis.
3.1.2 Fotopletismografia Transmissiva
Na fotopletismografia transmissiva os dispositivos optoeletrônicos
são posicionados em lados opostos da extremidade em interesse (como o dedo da
Figura 3.2). Assim, a luz emitida difunde-se pelos tecidos alcançando o fotoreceptor
que se encontra no lado contrário ao emissor.
25
Figura 3.2 – Fotopletismografia reflexiva.
Fonte: Paim (2005, p.19).
Para que a atenuação luminosa não seja muito intensa, os sensores
de oxímetros deste tipo são geralmente utilizados em regiões periféricas do corpo,
tais como ponta dos dedos, lóbulo da orelha ou pés no caso de neonatos (recém-
nascidos com 27 dias ou menos de nascimento) (COSTA, 2002).
Como o volume de sangue que interage com o sensor é proporcional
à distância que separa o emissor do receptor, acredita-se que devido ao sensor tipo
reflexivo abranger um pequeno volume sangüíneo, o sinal medido é mais
susceptível a artefatos de movimento se comparado com o sensor transmissivo.
Porém, em função dessa maior separação entre emissor e receptor para o caso do
transmissivo, o consumo de corrente também é maior (MIT, 2002 apud PAIM, 2005).
3.2 CÁLCULO DO SPO2
As hemácias constituem mais de 99 % das células do sangue e têm
como principal função o transporte do oxigênio (O2) e também, em menor
quantidade, do gás carbônico (CO2) aos tecidos. As proteínas hemoglobina contidas
em grandes quantidades nas hemácias combinam-se com o oxigênio e, em uma
menor extensão, com o dióxido de carbono de forma reversível. Dessas
combinações é que resulta a coloração do sangue (vermelho-claro para o O2 e
vermelho-escuro para o CO2). A concentração média de hemoglobina é igual a
aproximadamente 14 g/100 ml de sangue em mulheres e 15 g/100 ml em homens
(GUYTON, 2006).
26
Em situações normais, as moléculas de hemoglobina presentes nas
hemácias do sangue são responsáveis pelo transporte de 97 % do oxigênio,
formando um composto denominado oxihemoglobina (ou hemoglobina oxigenada,
HbO2), enquanto apenas 3 % é transportado dissolvido no plasma (COSTA, 2002).
Assim, o termo nível de saturação parcial de oxigênio no sangue
corresponde ao percentual de moléculas de oxihemoglobina em relação à
hemoglobina total funcional (quantidade total de hemoglobina, oxigenada ou não). A
Equação 3.1 descreve o cálculo realizado.
(3.1)
Onde: SpO2 é o nível de saturação parcial de oxigênio no sangue (%);
HbO2 é a quantidade de oxihemoglobina;
Hb é a quantidade de hemoglobina reduzida, ou seja, não oxigenada.
O parâmetro SpO2 medido pelo oxímetro é normalmente expresso
em porcentagem e sob condições fisiológicas normais este valor deve-se situar entre
95 e 100 % (CARRARA et al., 2009).
3.2.1 Lei de Lambert-Beer
Em Augsberg – Alemanha, no ano de 1760, Johann Heinrich
Lambert (1728-1777) publicou a relação existente entre a quantidade de luz
absorvida em uma solução e a concentração de determinada substância naquela
solução. Seu trabalho teve continuidade com August Beer (1853-1932), o qual
propôs a Lei de Lambert-Beer (MOYLE, 2002 apud PAIM, 2005).
Segundo a Lei de Lambert-Beer, a determinação da energia
luminosa total transmitida através de uma solução possuindo determinada
concentração de uma substância qualquer é dada pela seguinte Equação 3.3.
(3.2)
27
(3.3)
Onde: I é a luz transmitida através da solução;
Io é a intensidade de luz incidente;
ε λ é o coeficiente de extinção a um específico comprimento de onda λ;
c é a concentração da substância absorvente;
d é a distância.
Assim, em 1943, Bernard L. Horecker, ao analisar a variação de
coloração sanguínea para diferentes níveis de saturação de oxigênio, observou que
a oxihemoglobina apresenta uma menor transmissão de luz na faixa do espectro de
660 nm (comprimento de onda correspondente à região do vermelho) quando
comparada com a hemoglobina desoxigenada. No entanto, em determinadas
regiões do espectro luminoso o coeficiente de absorção da oxihemoglobina é
idêntico ao da hemoglobina reduzida, estas regiões são denominadas pontos
isobésticos. Um dos pontos isobésticos situa-se na região do infravermelho,
aproximadamente em 805 nm, como se pode observar na Figura 3.3 (COSTA, 2002).
Figura 3.3 – Coeficientes de absorção luminosa da hemoglobina e oxihemoglobina em função do
comprimento de onda.
Fonte: Costa (2002, p.497).
A absorção ou transmissão da luz nesses comprimentos de onda se
explica pelo fato da oxihemoglobina ser vermelha-clara, desta forma, não absorve a
Co
efi
cie
nte
de a
bso
rção
(cm
2/m
ol)
Comprimento de onda (nm)
28
luz vermelha, refletindo-a; enquanto que a hemoglobina reduzida é mais escura,
absorvendo grande parte deste comprimento de onda. Nos pontos isobésticos, tanto
a oxihemoglobina quanto a hemoglobina reduzida absorvem os comprimentos de
onda emitidos em uma mesma proporção, sendo a emissão de luz infravermelha um
desses casos.
3.2.2 Características do Sinal Fotopletismográfico
O caminho percorrido pela luz ao longo da pele do paciente
compreende regiões de capilares com o sangue arterial (com alta pulsatilidade), com
sangue venoso (pulsatilidade insignificante) e regiões teciduais (sem nenhum
movimento pulsátil). Desta forma, a absorção de luz depende: da absorção tecidual
(pele, gordura, ossos, etc.); da absorção relativa ao sangue venoso; da absorção
pelo sangue arterial e do volume arterial pulsante. Esta última varia no tempo de
forma diretamente relacionada com a pressão da aorta, ou seja, síncrona com as
batidas do coração conforme visto na Figura 2.2.
A Figura 3.4 ilustra as componentes de atenuação da luz em uma
extremidade tecidual, sendo que a componente AC deste sinal PPG corresponde em
torno de 1 % a 10 % da amplitude total apenas (MIT, 2000 apud PAIM, 2005).
Figura 3.4 – Transmissão da luz através do dedo causada pelo sangue arterial (A), sangue venoso
(V) e tecidos (T).
Fonte: Pereira (2006).
29
Como os coeficientes de absorção da oxihemoglobina e da
hemoglobina reduzida são diferentes na região do vermelho e iguais na região do
infravermelho, a SpO2 pode ser determinada de forma contínua e não-invasiva.
Sendo assim, os oxímetros de pulso utilizam dois LEDs (Diodo Emissor de Luz)
emitindo feixes luminosos com dois comprimentos de onda distintos (um na região
do vermelho e outro na do infravermelho). Apesar do comprimento de onda central
do LED infravermelho comercial não coincidir exatamente com o ponto isobéstico
(805 nm), a diferença entre os coeficientes de absorção não é muito grande se
comparada com a diferença na região do vermelho. Nota-se que, no gráfico da
Figura 3.3, o eixo correspondente aos coeficientes de absorção encontra-se em
escala logarítmica. Os dois comprimentos de onda são emitidos e transmitidos
através da pele, sendo absorvidos de forma diferenciada pelo sangue (COSTA,
2002).
O espectro de potência do sinal PPG captado pelo fotoreceptor pode
ser visto na Figura 3.5 e praticamente toda a informação no domínio da freqüência
está concentrada em freqüências abaixo de 10 Hz (PAIM, 2005).
Figura 3.5 – Espectro de potência do sinal de PPG.
Fonte: Paim (2005, p.24).
Em 1974, no Japão, Aoyagi definiu a razão R (Equação 3.4), que
relaciona o aumento da atenuação da luz vermelha e infravermelha (segundo a Lei
de Lambert-Beer) do sangue arterial (TOWNSEND, 2011).
30
(3.4)
Onde: Iacv é a amplitude da intensidade luminosa alternada no vermelho;
Idcv é a amplitude da intensidade luminosa contínua no vermelho;
Iaciv é a amplitude da intensidade luminosa alternada no infravermelho;
Idciv é a amplitude da intensidade luminosa contínua no infravermelho.
Na prática, o SpO2 não é linear como indicado na Equação 3.4
(Figura 3.6), pois a Lei de Lambert-Beer não leva em conta o múltiplo espalhamento
da luz pelas células de sangue. Assim, muitos fabricantes de oxímetros de pulso
utilizam a análise de um grande número de pessoas, onde a oxigenação foi medida
através do método invasivo para calibrar seus aparelhos (THIESEN e STEMMER,
2010).
Figura 3.6 – Calibração do oxímetro e o modelo Lambert-Beer.
Fonte: Thiesen e Stemmer (2010).
Desta forma, para a determinação do nível de saturação parcial de
oxigênio sanguíneo arterial (SpO2), a Equação 3.5 foi descrita por Yoshida (COSTA,
2002).
31
(3.5)
Onde: A e B correspondem a constantes de calibração determinadas empiricamente.
Então, para a aquisição das componentes do sinal
fotopletismográfico e posterior cálculo do SpO2 e freqüência cardíaca, o projeto de
um circuito hardware com firmware embarcado se fez necessário. O circuito
proposto (hardware) segue descrito no Capítulo 4 e o firmware no Capítulo 5.
32
4 CIRCUITOS PROPOSTOS (HARDWARE)
O sistema proposto neste trabalho desenvolvido na HS Technology
– Indústria e Comércio de Equipamentos Eletrônicos Ltda., visa o desenvolvimento
de um método de aquisição do sinal fotopletismográfico (PPG) do tipo transmissivo,
assim como o processamento deste mesmo sinal PPG para a obtenção do nível de
saturação parcial de oxigênio no sangue (SpO2), conforme o diagrama de blocos da
Figura 4.1 a seguir.
Figura 4.1 – Diagrama de blocos do sistema proposto.
O hardware descrito neste trabalho é composto basicamente dos
circuitos reguladores de tensão, acionamento dos LEDs, captação e filtragem do
sinal PPG e, separação do sinal PPG entre seus componentes DC e AC,
microcontrolador e, por fim, interface com o usuário.
4.1 CIRCUITOS REGULADORES DE TENSÃO
Todos os componentes utilizados neste projeto têm como requisito
de funcionamento uma tensão de alimentação que pode ser -5 V, 3 V ou 5 V
conforme especificações contidas em seus respectivos datasheets. Assim, com o
intuito de garantir a regulagem da tensão fornecida aos circuitos descritos neste
capítulo, os reguladores de tensão LM7805, LM7905 e LM317 se fazem necessários
Fotodiodo
Filtros Microcontrolador Display
LEDs
Reguladores de tensão (3 V ou -5 V e 5 V)
Acionamento
dos LEDs
33
para proteger os demais componentes caso haja uma sobretensão indesejada no
fornecimento de energia, o que poderia comprometer o funcionamento e a
integridade dos componentes.
O LM7905 é um regulador de tensão de -5 V e foi inserido para
garantir que a alimentação negativa dos amplificadores operacionais (Vcc-), seja a
mais estável possível. Conforme informações fornecidas no datasheet da Fairchild
Semiconductor, tem-se o esquemático da Figura 4.2.
Figura 4.2 – Regulador de tensão de -5 V.
Sendo que o elemento U11 da Figura 4.2 corresponde à entrada da
tensão de alimentação negativa do regulador.
Da mesma forma, o regulador de tensão LM7805 foi inserido para
manter a tensão de 5 V ajustada neste valor, segundo o datasheet da Fairchild
Semiconductor, o circuito deve ser como o mostrado na Figura 4.3.
Figura 4.3 – Regulador de tensão de 5 V.
A tensão de entrada deve ser inserida no elemento U10 do
esquemático da Figura 4.3.
Como o display NHD-C128128BZ-FSW-GBW necessita de uma
tensão de entrada de 3 V e o microcontrolador escolhido, PIC24FJ128GA006 da
Microchip, opera dentro da faixa de tensão de 2,0 V à 3,6 V, o LM317 (Figura 4.4) foi
U8LM7905CT
LINE VREG
COMMON
VOLTAGE
-5VU11
Jmp_11
C132.2µF
C141µF
U7LM7805CT
LINE VREG
COMMON
VOLTAGE
5VU10
Jmp_11
C11330nF
C12100nF
34
escolhido para regular a tensão de alimentação desses componentes, sendo este
regulador um conversor DC/DC com tensão de saída ajustável.
Figura 4.4 – Circuito regulador de tensão de 3 V.
4.2 CIRCUITO EMISSOR (ACIONAMENTO DOS LEDS)
Como citado na seção 3.2.1, dois LEDs, um emitindo luz com
comprimento de onda na região do infravermelho e outro na região do vermelho, se
fazem necessários para que o SpO2 possa ser calculado com base nas intensidades
luminosas que atravessam uma determinada extremidade do corpo (dedo, por
exemplo). Assim, os LEDs OP140A e o TLDR490 foram escolhidos.
O OP140A é um LED que trabalha com o pico de emissão luminosa
no comprimento de onda de 935 nm, ou seja, é um LED infravermelho. Foi escolhido
por se tratar de um componente utilizado por Neri (2006) e Taho (2008) em seus
trabalhos desenvolvidos. Segundo informações contidas no datasheet, sua potência
dissipada chega a 100 mW, e corrente contínua 50 mA.
Dentre os diversos LEDs vermelhos existentes no mercado, o
TLDR4900 foi escolhido por possuir características elétricas semelhantes ao outro
LED, sua potência também é de 100 mW e sua corrente contínua 50 mA, porém, a
informação mais importante é que o comprimento de onda da luz emitida por ele tem
pico em 650 nm, conforme Figura 4.5 retirada do datasheet fornecido pela Vishay
Semiconductors.
R1330Ω
U3LM317H
Vout
ADJ
Vin
C101µF
C111µF
R2240Ω
J7
HDR1X2
35
Figura 4.5 – Pico da intensidade luminosa do TLDR4900 em 650nm.
Fonte: Vishay Semiconductors (2011).
O acionamento dos LEDs é controlado através de pulsos emitidos
pelo PIC24FJ128GA006, sendo que o tempo de acionamento deles é feito de forma
intercalada a partir da geração de sinais na porta de saída do microcontrolador. No
entanto, os pinos I/O do microcontrolador fornecem uma corrente máxima de saída
de 25 mA, não sendo suficiente para que os LEDs funcionem de maneira satisfatória.
Desta forma, um circuito para o acionamento dos LEDs se tornou necessário.
Utilizando o transistor NPN BC337 e informações contidas no
datasheet da Fairchild para este componente, os circuitos (Figura 4.6) puderam ser
projetados.
Figura 4.6 – Circuitos de acionamento dos LEDs.
U18
Jmp_1
1
U19
Jmp_1
1
Q1
BC337
Q2
BC337
R26
1kΩ
R27
1kΩ
R28150Ω
R29100Ω
LEDv LEDiv
5V 5V
36
4.3 CIRCUITO RECEPTOR (AQUISIÇÃO DO SINAL)
Após a luz ser transmitida através do dedo, a captação do sinal
fotopletismográfico que contém as informações de luminosidade absorvida pelos
tecidos, sangue arterial e venoso deve ser feita por um componente que transforme
a luminosidade recebida em uma unidade elétrica. Como o acionamento dos LEDs é
realizado em instantes diferentes, um único fotodetector se faz necessário.
O tipo de transdutor escolhido para a captação da luminosidade do
sinal pletismográfico transmitida foi o fotodiodo, pois seu tempo de resposta é menor
se comparado ao fototransistor, apesar deste segundo ser mais barato e possuir
maior sensibilidade à luz.
Para definir qual fotodiodo se aplicaria ao projeto, o principal fator
determinante é a resposta satisfatória tanto para o comprimento de onda
correspondente ao vermelho, assim como para o infravermelho, visto que, apenas
um componente fotodetector é utilizado para a recepção dos dois comprimentos de
onda.
Seguindo referências do trabalho desenvolvido por Paim (2005) e
Schwarz (2007) o amplificador de transimpedância OPT101 (Burr-Brown), cujo
circuito interno tem como elementos principais um fotodiodo e um amplificador
operacional (conforme mostrado na Figura 4.7), foi escolhido.
Figura 4.7 – Esquemático do OPT101.
Fonte: Burr-Brown (1998).
37
Conforme exigido nas especificações deste projeto, a resposta
espectral de funcionamento do OPT101 envolve os dois comprimentos de onda (935
nm e 650 nm) dos LEDs escolhidos, como mostra a Figura 4.8.
Figura 4.8 – Resposta espectral de funcionamento do OPT101.
Fonte: Burr-Brown (1998).
Este componente escolhido para a aquisição do sinal
fotopletismográfico possui: baixo consumo de corrente (120 µA); alimentação volátil
que pode ser de 2,7 V à 36 V; resposta espectral que abrange a região do vermelho
e infravermelho (máxima resposta com comprimento de onda de 850 nm); resposta
linear da tensão de saída em relação à intensidade de luz na entrada; aplicação
típica em instrumentação médica.
4.4 PROCESSAMENTO DO SINAL
Conforme a Equação 3.4, para o cálculo da razão R, os valores das
amplitudes da intensidade luminosa transmitida através da extremidade do dedo são
necessários. Como a componente AC do sinal PPG contém informações
diretamente relacionadas com a variação do volume sangüíneo e sua amplitude
representa somente de 1 a 10 % da amplitude total do sinal PPG, é preciso separar
38
as componentes AC e DC do sinal para que o microcontrolador possa realizar as
leituras e processar os dados adequadamente.
Para que o sinal PPG detectado pelo fotodiodo (tanto o originado do
LED vermelho quanto do infravermelho) seja condicionado de forma que o
microcontrolador possa realizar a leitura dos componentes AC e DC separadamente,
um circuito dividido em várias etapas se faz necessário. O diagrama de blocos da
Figura 4.9 representa todo o caminho percorrido pelo sinal, desde o fotodiodo até a
entrada no pino A/D do PIC, como será explicado nesta seção.
Figura 4.9 – Diagrama de blocos do condicionamento do sinal.
Os cálculos necessários para projetar este circuito de
condicionamento do sinal PPG estão disponíveis no APÊNDICE A deste trabalho.
4.4.1 Filtragem de ruídos
A tensão de saída do OPT101 é um sinal PPG com pequena
amplitude, mas que contém informações da luminosidade transmitida através do
dedo do paciente em questão, porém, ruídos estão sempre presentes em qualquer
circuito eletrônico. Segundo Pereira (2006), dentre os principais ruídos pode-se citar:
ruídos de 60 Hz (advindos da rede elétrica) e ruídos de 120 Hz (advindos das
lâmpadas fluorescentes utilizadas na iluminação de interiores).
A presença do ruído vindo da própria rede elétrica (60 Hz) foi
comprovada a partir da observação do sinal através do osciloscópio, então, como o
sinal pletismográfico possui seu espectro de freqüência abaixo de 10 Hz (conforme
Figura 3.5), o primeiro estágio da filtragem (Figura 4.10) é composto de um filtro
Nível DC
Nível AC
+ 1,5 V
Sinal PPG FPB FPB
Buffer Amplificador Somador
A/D do PIC
Somador A/D do PIC 1,5 V DC Buffer
39
passa-baixas (FPB) projetado com uma freqüência de corte (fc) para o valor de 10
Hz, eliminando o ruído sem perder os componentes do sinal PPG.
Figura 4.10 – Filtro passa-baixas inversor com freqüência de corte de 10 Hz.
Ao analisar o sinal após a inserção deste filtro no circuito, pôde-se
notar que, experimentalmente, o ruído não havia sido completamente eliminado, já
que a atenuação do filtro não é ideal. Desta forma, um filtro passa-baixas passivo
(Figura 4.11) com fc de 5 Hz foi acrescentado na saída do amplificador operacional,
o que apresentou um resultado muito bom.
Figura 4.11 – Filtro passa-baixas passivo com freqüência de corte de 5 Hz.
Assim, o sinal PPG pode ser filtrado de qualquer ruído de freqüência
que esteja acima do valor que contém as informações necessárias para o posterior
cálculo do SpO2. Porém, para que o cálculo seja possível, é preciso separar a
componente contínua e alternada.
R1
47k
R2
47k
C1
330n
U1A
TL074/301/TI+3
-2
V+4
V-11
OUT1
0
V-
V+
R4
100k
C2
330n
0
40
4.4.2 Componente DC do Sinal
Para a obtenção apenas da componente DC do sinal PPG, optou-se
por inserir um filtro passa-baixas com pequena freqüência de corte e inversor, já que
a amplitude do sinal está negativa. Desta forma, o filtro foi projetado com fc = 0,1 Hz
e com ganho Av = -1, conforme Figura 4.12.
Figura 4.12 – Filtro passa-baixas inversor com freqüência de corte de 0,1 Hz e ganho de -1.
Assim, o nível AC foi filtrado do sinal de entrada, resultando apenas
na componente DC do sinal fotopletismográfico.
4.4.3 Componente AC do Sinal
Conforme o diagrama de blocos da Figura 4.9, após a filtragem dos
ruídos (seção 4.4.1) o sinal com amplitude negativa segue para o estágio descrito na
seção anterior (4.4.2 – Componente DC do sinal) e também para um buffer. É a
partir deste estágio (buffer da Figura 4.13) que o sinal segue para a obtenção do
nível AC.
R5
10000k
R6
10000k
C3150n
TL074/301/TI+5
-6
V+4
V-11
OUT7
0
V+
V-
41
Figura 4.13 – Buffer.
O circuito buffer (Figura 4.13) foi inserido ao circuito para compensar
o atraso gerado pelo FPB da Figura 4.12, pois para obter apenas o componente AC
da curva fotopletismográfica, o sinal PPG e o DC serão somados. Sendo importante
frisar que o sinal PPG está com amplitude negativa, enquanto o sinal DC está
positivo, assim, temos o estágio somador (Figura 4.14).
Figura 4.14 – Circuito somador dos sinais PPG e DC para a obtenção do sinal AC na saída.
O sinal obtido na saída deste estágio compõe-se somente do nível
AC como o desejado, no entanto, como o componente AC do sinal
fotopletismográfico possui amplitude que corresponde a apenas de 1 à 10 % de sua
amplitude total, torna-se imprescindível a amplificação desta componente para que
sua amostragem atenda níveis satisfatórios de tensão para a leitura do conversor
A/D do microcontrolador. Assim, o amplificador não-inversor com ganho de tensão
igual a aproximadamente 6,9 foi adicionado ao circuito (Figura 4.15).
TL074/301/TI+10
-9
V+4
V-11
OUT8
V+
V-
TL074/301/TI+12
-13
V+4
V-11
OUT14
R7
10k
R8
10k
R9
10k
R10
10k
0
V+
V-
42
Figura 4.15 – Amplificador com Av = 6,9.
Conforme verificado empiricamente, artefatos de movimentos fazem
a amplitude do nível AC por vezes ultrapassar o eixo, indo para valores negativos.
Para garantir que a informação não queime ou comprometa o funcionamento do
conversor A/D, um nível DC de 1,5 V foi adicionado ao sinal.
Como forma simples de obter uma tensão de 1,5 V, um divisor
resistivo foi projetado (Figura 4.16). Para que não ocorra acoplamento entre este
estágio e o somador no qual se seguirá a análise, um buffer se tornou necessário,
isolando os estágios sem interferir nos objetivos finais.
Figura 4.16 – Divisor resistivo para obter 1,5 V.
Então, para adicionar ao nível AC amplificado o nível DC de 1,5 V,
um novo circuito somador similar ao mostrado na Figura 4.14 teve de ser inserido.
TL074/301/TI+5
-6
V+4
V-11
OUT7
R14
47k
R15
56k
R16
330k
0
V+
V-
V+
TL074/301/TI+10
-9
V+4
V-11
OUT8
V-
V+
R18
12k
R19
22k
R20
15k
0
43
4.4.4 Microcontrolador
O microcontrolador escolhido para o desenvolvimento deste trabalho
é o PIC24FJ128GA006 da Microchip, sendo possível, desta maneira, fazer uso de
todos os recursos oferecidos pelo software MPLAB IDE (Integrated Development
Environment) e compilador C30. Em conjunto com o PICkit 3, pôde-se programar e
depurar (debug) o firmware durante seu desenvolvimento, de forma que erros
durante a elaboração do código puderam ser identificados com mais facilidade.
A escolha deste microcontrolador se deu primeiramente por sua
disponibilidade na HS Technology, local onde este projeto se desenvolveu, e por se
comunicar com displays gráficos (ver seção 4.5), que exercem a função de interface
homem-máquina.
Tal microcontrolador possui uma memória interna de 128 kB,
processamento de dados de 16 bits e um total de 64 pinos, sendo 53 pinos I/O
(entrada/saída), dentre eles 16 possibilitam sua configuração como conversores
analógico/digital (A/D) de 10 bits. Os conversores A/Ds ou ADCs (Analog to Digital
Converter) consistem em um circuito eletrônico capaz de converter uma grandeza
analógica (normalmente tensão ou corrente elétrica) em uma grandeza digital
(normalmente expressa utilizando o sistema binário), neste trabalho o conversor A/D
é utilizado para efetuar a leitura das amplitudes do sinal PPG para a obtenção do
valor do SpO2.
Os pinos do microcontrolador utilizados para o acionamento dos
LEDs vermelho e infravermelho, assim como os configurados como conversores A/D
para aquisição dos níveis AC e DC do sinal fotopletismográfico seguem listados na
Tabela 4.1.
Tabela 4.1 – Configuração dos pinos do PIC24FJ128GA006 para aquisição do sinal
fotopletismográfico.
Pino Nº Função Aplicação
29 Conversor A/D Leitura do nível DC
30 Conversor A/D Leitura do nível AC
31 I/O Acionamento do LED vermelho
32 I/O Acionamento do LED infravermelho
44
Antes, porém, de conectar as saídas dos amplificadores
operacionais que contêm os níveis AC e DC do sinal PPG aos pinos dos
conversores A/D, verificou-se que por meio do datasheet do PIC24FJ128GA006 que
seus pinos têm capacidade de suportar uma tensão que pode variar de -0,3 V à
VDD+0,3 V. Desta forma, para garantir que o pino A/D do PIC não receba uma tensão
diferente das quais suporta, o que poderia resultar na queima da porta do
microcontrolador, o circuito de proteção da Figura 4.17 foi adicionado ao projeto.
Figura 4.17 – Proteção na entrada do A/D.
O próprio PIC possui uma proteção interna que segue o mesmo
princípio (página 180 do datasheet), mas o circuito da Figura 4.17 foi mantido no
projeto como uma proteção adicional.
4.5 INTERFACE COM O USUÁRIO
A interface com o usuário é parte imprescindível para este projeto,
como citado anteriormente, o meio escolhido é o display STN (Super-Twisted
Nematic), o que permite uma fácil comunicação visual como forma de exibir os
resultados estimados de freqüência cardíaca (FC), nível de saturação parcial de
oxigênio no sangue (SpO2) e também exibição da curva fotopletismográfica
detectada em trabalhos futuros.
O display gráfico utilizado para o desenvolvimento deste projeto foi o
LCD (Display de Cristal Líquido) NHD-C128128BZ-FSW-GBW com resolução de 128
x 128 pixels (Figura 4.18).
D1BAT54S
21
3
3V
45
Figura 4.18 – Display NHD-C128128BZ-FSW-GBW.
4.6 MONTAGEM
Alguns itens que compõem o hardware deste projeto após
projetados e testados em uma matriz de contatos (protoboard), passaram por uma
etapa de montagem, sendo tais itens: grampo de dedo (que contém o acoplamento
óptico do sistema), placa de circuito do condicionamento do sinal PPG e placa do
microcontrolador.
Para que os layouts das placas fossem feitos, o software NI Multisim
11.0 (National Instruments) foi utilizado inicialmente para inserir o esquemático do
circuito projetado e, em seguida, o circuito foi exportado para o NI Ultiboard 11.0,
onde o layout pôde ser desenhado. Esses programas foram escolhidos para o
desenho das placas por sua praticidade e pela experiência com os mesmos
adquirida em trabalhos anteriores.
4.6.1 Grampo de Dedo
O grampo de dedo contendo o acoplamento óptico entre LEDs e
fotodiodo foi construído na fase inicial do projeto após a constatação de que os
movimentos mínimos do dedo, a diferença de pressão inserida entre os
componentes e o dedo, a luminosidade do ambiente e o posicionamento relativo
entre emissor e receptor interferiam drasticamente na captação do sinal PPG. Para
46
isto, um tubo de material PVC de 1 polegada de diâmetro foi utilizado para a
construção do aparato (ver Figura 4.19) que comporta os componentes
optoeletrônicos, e para garantir a qualidade na transmissão dos dados, um cabo
manga blindado em fita metalizada também foi utilizado.
Figura 4.19 – Foto do grampo de dedo contendo acoplamento óptico.
A Figura 4.20 exibe o posicionamento dos componentes
optoeletrônicos através da vista interna do grampo construído.
Figura 4.20 – Interior do grampo de dedo.
4.6.2 Placa do Condicionamento do Sinal PPG
O esquemático do circuito projetado, reunindo todos os estágios
citados anteriormente pelos quais o sinal PPG percorre, pode ser conferido na
Figura 4.21 a seguir.
LED vermelho LED infravermelho
Fotodiodo
47
Figura 4.21 – Esquemático do circuito de condicionamento do sinal PPG.
U2
CA
3140E
32
4 7
6
518
R4
47kΩ
R5
47kΩ
C7
330n
F
R7
100kΩ
C8
330n
F
R13
10kΩ
R14
56kΩ
R15
47kΩ
U12
Jm
p_1
1
U4A
TL
074A
CD
3 2
11
4
1
U4B
TL
074A
CD
5 6
11
4
7
U4C
TL
074A
CD
10
9
11
4
8
U13A
OP
A2340E
A3 2
48
1
R8
10000kΩ
R9
10000kΩ
C10
150n
FR
10
10kΩ
R11
10kΩ
R12
10kΩ
R16
330kΩ
5V
-5V
5V
-5V
5V
-5V
R17
10kΩ
R18
10kΩ
R19
10kΩ
R20
10kΩ
U4D
TL
074A
CD
12
13
11
4
14
5V
R21
12kΩ
R22
22kΩ
R23
15kΩ
D2
BA
T54S
2 1
3
3.3
V
D1
BA
T54S
2 1
3
3.3
V
U14
Jm
p_1
1
U15
Jm
p_1
1
U16
Jm
p_1
1 U17
Jm
p_1
1
U18
Jm
p_1
1
U19
Jm
p_1
1
C9
1µF
C15
100n
F
C16
100n
F
C17
100n
F
C18
100n
F
R25
1kΩ
R24
1kΩ
Q1
BC
337
Q2
BC
337
R26
1kΩ
R27
1kΩ
R28
150Ω
R29
100Ω
LE
Dv
LE
Div
U13B
OP
A2340E
A5 6
48
7
5V
5V
5V
48
Então, o layout do circuito impresso da versão final da placa pode
ser conferido na Figura 4.22, sendo suas dimensões iguais a 66 mm de
comprimento e 39 mm de largura.
Figura 4.22 – Layout da placa do circuito de condicionamento do sinal PPG.
O NI Ultiboard 11.0 também possui ferramentas que permitem
observar a placa desenhada em 3D, como mostra a Figura 4.23.
Figura 4.23 – Imagem 3D gerada pelo NI Ultiboard 11.0 da placa do circuito de condicionamento do
sinal PPG.
Por fim, o circuito foi montado em placa de fenolite cobreado
corroído por percloreto de ferro, conforme Figura 4.24.
49
Figura 4.24 – Foto da placa do circuito de condicionamento do sinal PPG.
4.6.3 Placa do Microcontrolador
O layout da placa do microcontrolador (Figura 4.25) foi desenhado
de forma a permitir seu uso para diversas aplicações e testes durante o
desenvolvimento dos projetos da HS Technology. Por isso a placa possui um
conector de cartão SD mesmo que este não tenha sido utilizado neste projeto, além
do conector do display gráfico, do circuito regulador de tensão de 3 V e conectores
para a gravação do PIC.
Figura 4.25 – Imagem 3D gerada pelo Multisim 11.0 da placa do microcontrolador.
Esta placa (Figura 4.26) possui dimensões iguais a 94,5 mm de
comprimento por 58 mm de largura e assim como o circuito de condicionamento do
sinal PPG, foi confeccionada em fenolite cobreado.
50
Figura 4.26 – Foto da placa do microcotrolador.
Nota-se pela Figura 4.26 que o conector de cartão SD não foi
inserido nesta placa, já que não seria utilizado. O conector do display gráfico se
encontra na parte superior esquerda da placa e os pinos de gravação do
microcontrolador na parte inferior da lateral esquerda.
Desta forma, o hardware proposto, dividido, de modo geral, em:
circuitos reguladores de tensão, acionamento dos LEDs, captação e
condicionamento do sinal PPG, microcontrolador e display. A reunião dessas partes
pode ser vista na Figura 4.27. No próximo capítulo será explicado o firmware
desenvolvido para o projeto.
Figura 4.27 – Hardware do sistema proposto.
51
5 DESCRIÇÃO DO FIRMWARE
Neste capítulo, tem-se a descrição do firmware desenvolvido para
gerenciar as funções do microcontrolador de modo a realizar as operações
necessárias para a obtenção dos valores de freqüência cardíaca (FC) e nível de
saturação parcial do oxigênio no sangue (SpO2). Sendo o firmware basicamente
constituído pela rotina main, sub-rotinas e interrupções (Figura 5.1).
Figura 5.1 – Fluxograma do firmware.
Início
Declaração de variáveis
Interrupções Sub-RotinasMain
Para a programação do microcontrolador PIC24FJ128GA006 a
linguagem C de programação foi escolhida por ser uma linguagem estruturada
popular e de fácil entendimento. Por se tratar de um microcontrolador da Microchip,
o software MPLAB IDE (ferramenta gratuita de programação e depuração de
hardware, ver Figura 5.2) em conjunto com o C30 (compilador para dispositivos de
16 bits) puderam ser utilizados, sendo estas ferramentas de grande auxílio durante
todo o desenvolvimento do código.
52
Figura 5.2 – Tela do software MPLAB IDE.
5.1 ROTINA MAIN
O código da rotina main, representado pelo fluxograma da Figura 5.3,
é responsável por coordenar toda a medição e processamento dos dados coletados
para que os valores de freqüência cardíaca (FC) e a razão R do nível de saturação
parcial de oxigênio no sangue (SpO2) possam ser estimados.
Nota-se no fluxograma (Figura 5.3) que, primeiramente, são
coletados os dados pelos conversores A/D para que, somente assim, os cálculos de
FC e razão R sejam iniciados. Para os cálculos, quatro vetores de dados, com 250
posições cada, se fizeram necessários, sendo eles: nível DC relativo ao
acionamento do LED vermelho, nível AC (com a adição de 1,5 V) relativo ao
acionamento do LED vermelho, nível DC relativo ao acionamento do LED
infravermelho e nível AC (com a adição de 1,5 V) relativo ao acionamento do LED
infravermelho.
53
Figura 5.3 – Fluxograma da rotina main.
Configurações iniciais do
microcontrolador
Main
Inicializa o display
Acende LED vermelho
Define canal do A/D para leitura DC
Liga o Timer
Vetor de dados do
nível DC do LED
vermelho cheio?
Define canal do A/D para leitura AC
Vetor de dados do
nível AC do LED
vermelho cheio?
Acende LED infravermelho
Apaga LED vermelho
Define canal do A/D para leitura DC
Vetor de dados do
nível DC do LED
infravermelho cheio?
Define canal do A/D para leitura AC
Vetor de dados do
nível AC do LED
infravermelho cheio?Sim
Não
Sim
Sim
Sim
Não
Não
Não
Desliga o Timer
Calcula as amplitudes dos níveis
DC e AC de cada LED
Calcula a frequência cardíaca
Calcula a razão R
Acende LED vermelho
Apaga LED infravermelho
Define canal do A/D para leitura DC
Limpa vetores
Liga o timer
Exibe dados no display
54
Na Figura 5.4 pode-se ver a mensagem de inicialização do sistema.
Figura 5.4 – Mensagem inicial do sistema.
Durante a primeira medição, nos instantes em que os vetores de
dados ainda não contêm todas as informações necessárias para a estimação dos
valores de freqüência cardíaca e razão R, o display exibe uma mensagem para
aguardar (Figura 5.5).
Figura 5.5 – Primeiros dados sendo coletados.
Caso os dados coletados indiquem saturação dos amplificadores
operacionais, sendo conseqüência do grampo de dedo solto ou mal posicionado,
uma mensagem de erro é exibida, conforme Figura 5.6.
55
Figura 5.6 – Mensagem de erro.
5.2 INTERRUPÇÕES
O código gerado contém duas interrupções, sendo uma do Timer e a
outra do conversor A/D. A interrupção do Timer se fez necessária para determinar o
intervalo de tempo entre cada interrupção realizada pelo conversor A/D, assim, o
Timer foi configurado para habilitar a interrupção do A/D a cada 30 ms,
aproximadamente. No caso do conversor A/D, a cada interrupção realizam-se oito
leituras de dados, que ficam armazenados em buffers, desta forma, definiu-se como
sendo o valor de leitura do A/D a média desses valores.
5.3 SUB-ROTINAS
Para que houvesse uma organização do código do programa, sub-
rotinas foram criadas para as seguintes funções: calcular a freqüência cardíaca,
calcular as amplitudes dos níveis AC e DC lidas pelo A/D do microcontrolador e
obter o valor da razão R.
56
5.3.1 Cálculo da Freqüência Cardíaca
Conforme a seção 2.1.1, a FC pode ser determinada partindo do
intervalo de tempo normal entre dois complexos QRS (Figura 2.2) sucessivos,
lembrando que os picos do sinal PPG são síncronos com as batidas do coração,
pode-se encontrar o intervalo de tempo entre os picos partindo do número de pontos
entre eles, já que o intervalo entre um ponto e o próximo é fixo e determinado
conforme a configuração da interrupção do Timer (seção 5.2).
5.3.2 Cálculo das Amplitudes e Cálculo da Razão R
Conforme definido na seção 3.2.2, a razão R (Equação 3.4)
relaciona os valores de atenuação da luz vermelha e infravermelha transmitida pelo
dedo, sendo assim, as amplitudes dos níveis AC e DC de cada LED precisam ser
determinadas.
No entanto, constatou-se a existência de um tempo de estabilização
de resposta do circuito de condicionamento do sinal PPG (Figura 4.21), assim, de
250 dados coletados para cada vetor de dados lidos pelo A/D, os 100 primeiros
foram desconsiderados dos cálculos de amplitude.
Para a determinação dos níveis DC dos LEDs, foi necessário apenas
definir a média entre tais valores.
Já para a determinação da amplitude do nível AC, foi preciso realizar
uma varredura pelos vetores com os dados dos níveis AC (com a adição de 1,5V) e
encontrar os maiores e os menores picos, então, determinar a diferença média entre
tais picos, obtendo somente a amplitude do nível AC. É importante lembrar que o
nível AC sofreu uma amplificação com ganho (Av) de aproximadamente 6,9 que
deve ser considerado nos cálculos realizados pelo microcontrolador.
Então, os valores de amplitude dos níveis AC e DC dos LEDs
vermelho e infravermelho podem ser utilizados para a obtenção da razão R segundo
Equação 3.4.
57
6 RESULTADOS E DISCUSSÕES
Neste capítulo, são mostrados os principais resultados obtidos com
a utilização do hardware e firmware descritos, respectivamente, nos capítulos 4 e 5.
Os dados resultantes do sistema desenvolvido são comparados com parâmetros
correspondentes ao nível de saturação parcial do oxigênio no sangue (SpO2) do
gráfico da Figura 3.6, e os valores de freqüência cardíaca (FC) obtidos foram
validados a partir de medições realizadas por profissional da área da saúde.
6.1 DADOS DE LEITURA DO A/D
Através do MPLAB IDE, foi possível obter os vetores com os valores
detectados pelos conversores A/D do microcontrolador, tornando possível a
visualização das componentes AC e DC das curvas fotopletismográficas de cada
LED.
Na Figura 6.1 o nível DC relativo à emissão do LED vermelho, na
Figura 6.2 tem-se o nível AC relativo à emissão do LED vermelho, na Figura 6.3 o
nível DC relativo à emissão do LED infravermelho e, por último, na Figura 6.4 o nível
AC relativo à emissão do LED infravermelho.
Figura 6.1 – Dados coletados pelo conversor A/D relativos ao nível DC do LED vermelho.
0
200
400
600
800
1000
[0]
[10
]
[20
]
[30
]
[40
]
[50
]
[60
]
[70
]
[80
]
[90
]
[10
0]
[11
0]
[12
0]
[13
0]
[14
0]
[15
0]
[16
0]
[17
0]
[18
0]
[19
0]
[20
0]
[21
0]
[22
0]
[23
0]
[24
0]
Leit
ura
do
co
nve
rso
r A
/D
Amostra
dc_v
dc_v
58
Figura 6.2 – Dados coletados pelo conversor A/D relativos ao nível AC+1,5V do LED vermelho.
Figura 6.3 – Dados coletados pelo conversor A/D relativos ao nível DC do LED infravermelho.
Figura 6.4 – Dados coletados pelo conversor A/D relativos ao nível AC+1,5V do LED infravermelho.
400
450
500
550
600
650
700
750
800 [0
]
[10
]
[20
]
[30
]
[40
]
[50
]
[60
]
[70
]
[80
]
[90
]
[10
0]
[11
0]
[12
0]
[13
0]
[14
0]
[15
0]
[16
0]
[17
0]
[18
0]
[19
0]
[20
0]
[21
0]
[22
0]
[23
0]
[24
0]
Leit
ura
do
co
nve
rso
r A
/D
Amostra
ac_v
ac_v
0
200
400
600
800
[0]
[10
]
[20
]
[30
]
[40
]
[50
]
[60
]
[70
]
[80
]
[90
]
[10
0]
[11
0]
[12
0]
[13
0]
[14
0]
[15
0]
[16
0]
[17
0]
[18
0]
[19
0]
[20
0]
[21
0]
[22
0]
[23
0]
[24
0]
Leit
ura
do
co
nve
rso
r A
/D
Amostra
dc_iv
dc_iv
400
500
600
700
800
[0]
[10
]
[20
]
[30
]
[40
]
[50
]
[60
]
[70
]
[80
]
[90
]
[10
0]
[11
0]
[12
0]
[13
0]
[14
0]
[15
0]
[16
0]
[17
0]
[18
0]
[19
0]
[20
0]
[21
0]
[22
0]
[23
0]
[24
0]
Leit
ura
do
co
nve
rso
r A
/D
Amostra
ac_iv
ac_iv
59
Pode-se notar que nos vetores de dados relativos aos níveis DC da
emissão de ambos os LEDs, há um atraso até a estabilização da amplitude,
lembrando que ao acionar os LEDs o valor DC é lido antes do valor AC.
Na Tabela 6.1 constam os valores obtidos pelo microcontrolador,
definindo a amplitude de cada uma das componentes AC e DC dos sinais analisados.
O número médio de pontos entre um pico e o próximo segundo varredura pelos
vetores dos componentes AC de ambos os LEDs foi 24 amostras para este teste,
sendo uma taxa de amostragem suficiente para obter a informação necessária para
as análises dos testes da seção 6.3.
Tabela 6.1 – Amplitudes das componentes do sinal PPG lidos pelo conversor A/D.
Variável AmplitudePIC Amplitude (V)
Iacv 36,95652 0,10838
Idcv 845,5000 2,47947
Iaciv 30,43478 0,08925
Idciv 965,2000 2,83050
6.2 ARTEFATOS DE MOVIMENTO
Como citado anteriormente, o sinal PPG possui um espectro de
potência abaixo de 10 Hz (Figura 3.5), assim, ruídos provenientes da rede elétrica
de distribuição de energia puderam ser facilmente eliminados com a inclusão de
filtros passa-baixas ao projeto. Já os ruídos oriundos do movimento relativo entre
emissor-receptor e luminosidade do ambiente, puderam ser reduzidos
significativamente com a construção do grampo de dedo (Figura 4.19), que mantém
os componentes optoeletrônicos em posições fixas e com menos suscetibilidade de
contato com luminosidade externa. No entanto, apesar da melhora significativa, o
movimento do próprio usuário ainda interfere na obtenção dos dados, pois ruídos
gerados do movimento se sobrepõem ao sinal PPG, dificultando sua eliminação.
Na Figura 6.5 pode-se observar as conseqüências de um movimento
proposital da mão onde se encontrava o grampo de dedo, sendo a onda em amarelo
o sinal PPG captado pelo fotodiodo e em azul, o nível AC (filtrado, amplificado e com
a adição de 1,5 V) de entrada no conversor A/D.
60
Figura 6.5 – Sinal captado pelo fotodiodo com movimento proposital do dedo.
Portanto, qualquer movimento no dedo durante o recolhimento dos
dados da PPG afetava a leitura, promovendo ruídos de amplitudes consideráveis.
Isto comprova a necessidade do desenvolvimento de novos recursos de filtragem ou
da construção ou aquisição de um aparato mais firme e ergonômico que impeça o
deslocamento do dedo, pois o atual se prende ao dedo por conta dos componentes
optoeletrônicos em seu interior.
Apesar da dificuldade do recolhimento dos dados sem a presença
dos artefatos de movimento, testes forma realizados em usuários em repouso e as
informações obtidas estão relatadas na seção 6.3.
6.3 RESULTADO DOS TESTES
Os testes cujos dados estão dispostos na Tabela 6.2 foram
realizados com pessoas de diferentes idades e ambos os sexos, todas estavam em
repouso momentos antes dos testes, todas não-fumantes, saudáveis e sob as
mesmas condições ambientes de luminosidade e temperatura.
As medições de freqüência cardíaca do equipamento foram
comparadas com medições realizadas diretamente no pulso de cada indivíduo no
mesmo instante de recolhimento de dados do aparelho. A contagem foi realizada
nos diferentes indivíduos por uma mesma pessoa responsável em um intervalo de
tempo de 30 segundos.
Início do movimento
61
Entre um teste e outro realizado com o mesmo indivíduo (como
acontece com o indivíduo 2 e 4), o sensor de dedo foi retirado e colocado
novamente.
Tabela 6.2 – Valores obtidos dos testes realizados para validação dos resultados.
Indivíduo Idade (anos)
Sexo FCmedida
(bpm) FCequipamento
(bpm) Razão R
SpO2
(%)
1 83 M 58 58,02 1,115378 75,5
2 23 F 96 96,02 1,069436 78,5
2 23 F 90 87,18 0,922722 86,0
2 23 F 88 89,29 0,905529 87,0
2 23 F 92 89,29 0,996892 82,0
3 26 M 60 60,10 1,119656 75,5
4 59 M 86 85,85 1,560685 48,0
4 59 M 78 77,95 1,489918 51,0
4 59 M 92 89,29 1,219508 69,5
5 54 F 64 62,12 1,123162 75,5
6 23 M 70 72,72 1,378383 59,5
A partir da curva de calibração da Figura 3.6 e dos valores R obtidos
nas medições realizadas, os valores de SpO2 contidos na Tabela 6.2 foram
estimados. No entanto, nota-se claramente que por se tratar de indivíduos sem
histórico de problemas circulatórios ou respiratórios, não fumantes e em repouso,
que os valores da razão R estão muito discrepantes se comparados entre si,
resultando em uma variação ainda maior nos valores de SpO2 segundo o gráfico
consultado.
Dos dados tabelados, podemos observar que mesmo para os
indivíduos que realizaram as medições por mais de uma vez (indivíduos 2 e 4),
houve uma variação entre os dados coletados apesar das condições serem as
mesmas.
Desta forma, faz-se necessário aprimorar o sistema desenvolvido
neste trabalho para que fatores que levam à variação dos dados coletados sejam
minimizados. Sendo que alguns fatores foram notados como sendo prejudiciais aos
resultados coletados, como por exemplo, os artefatos de movimento e o
posicionamento do dedo.
62
Apesar dos valores da razão R obtidos não terem sido satisfatórios,
os valores da FC obtidos pelo sistema se mostraram muito próximos aos medidos
diretamente no pulso.
63
7 CONCLUSÃO
A proposta de desenvolvimento deste trabalho visava a obtenção de
um sistema para a estimação do nível de saturação parcial de oxigênio no sangue e
freqüência cardíaca. Para tornar isto possível, foi necessário desenvolver um
conjunto hardware e firmware.
Como esperado para um trabalho da área de Engenharia Biomédica,
mais especificamente Instrumentação Biomédica, este trabalho apresentou natureza
multidisciplinar, envolvendo conhecimentos em fisiologia humana, programação de
microcontroladores e eletrônica.
Várias dificuldades foram encontradas durante o desenvolvimento
deste sistema em função da baixa amplitude do sinal biológico em questão, o sinal
fotopletismográfico (PPG).
Foi necessário implementar um grampo de dedo para a emissão de
luz e captação do sinal PPG. Apesar da melhora significativa na qualidade do sinal,
artefatos de movimento continuaram a prejudicar consideravelmente a aquisição dos
dados, restringindo os testes para a aquisição do sinal de fotopletismografia não-
invasiva para usuários em repouso. Problemas do aspecto construtivo do grampo de
dedo artesanal foram notados, sendo necessário adquirir um aparato mais
ergonômico de modo a minimizar os artefatos de movimento.
Para o condicionamento do sinal, um circuito foi projetado e
construído em placa de circuito impresso. Com o circuito desenvolvido neste
trabalho, foi possível obter os componentes AC e DC do sinal PPG proveniente da
resposta a cada excitação com os comprimentos de onda vermelha e infravermelha,
sinal proveniente da saturação de oxigênio do sangue. No entanto, para trabalhos
futuros é importante que os atuais recursos de filtragem sejam aprimorados, com o
intuito de reduzir o tempo de estabilização em resposta ao estímulo.
Conforme verificado nos testes realizados, os valores de freqüência
cardíaca obtidos com o sistema se mostraram coerentes, porém, os valores da razão
R necessária para o cálculo do SpO2 apresentaram grande variação para medições
realizadas sob mesmas condições, o que inviabilizou a finalização do sistema
proposto com um protótipo, pois equipamentos médicos devem operar com o
máximo de segurança possível e precisão dos dados obtidos.
64
Com o desenvolvimento de um sistema confiável, pode-se utilizar a
tecnologia desenvolvida para o monitoramento do SpO2 e freqüência cardíaca na
reabilitação e monitoramento de pacientes.
7.1 SUGESTÕES PARA TRABALHOS FUTUROS
Como sugestão para trabalhos futuros, pode-se propor:
Aprimorar o hardware proposto para minimizar os artefatos de movimento,
viabilizando a obtenção da curva de calibração empírica R x SpO2 deste
equipamento;
Reduzir o tempo de estabilização ao estímulo do circuito de condicionamento
do sinal PPG, reduzindo o tempo de atualização dos dados exibidos para o
usuário;
Plotar curva pletismográfica no display gráfico;
Desenvolver um sistema de alimentação, visando tornar o equipamento
portátil.
65
REFERÊNCIAS
BURR-BROWN. Datasheet: OPT101 – Monolithic photodiode and single supply
transimpedance amplifier.1998.
CARRARA, Dirceu; AVELAR, Ariane F. Machado; KUSAHARA, Denise M.;
PEDREIRA, Mavilde L. G. Oximetria de pulso arterial. Conselho Regional de
Enfermagem de São Paulo, São Paulo, 2009.
COSTA, Eduardo Tavares. Oxímetro de pulso. In: BRASIL, Ministério da Saúde.
Equipamentos médico-hospitalares e o gerenciamento da manutenção:
Capacitação a distância. Brasília, DF: Ministério da Saúde, 2002. p. 491-504.
FAIRCHILD SEMICONDUCTOR. Datasheet: BC337/338 – Switching and Amplifier
Applications. 2002.
FAIRCHILD SEMICONDUCTOR. Datasheet: LM117/LM317A/LM317 – 3-Terminal
Adjustable Regulator. 1996.
FAIRCHILD SEMICONDUCTOR. Datasheet: MC78XX/LM78XX/MC78XXA – 3-
Terminal 1A Positive Voltage Regulator. 2001.
FAIRCHILD SEMICONDUCTOR. Datasheet: MC79XX/MC79XXA/LM79XX – 3-
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68
APÊNDICES
69
APÊNDICE A
Projeto do Circuito de Condicionamento do Sinal PPG.
A.1 FILTRO PASSA-BAIXAS ATIVO COM FREQÜÊNCIA DE CORTE DE 10HZ
O circuito de condicionamento do sinal PPG é dividido em diversos
estágios, o cálculo feito para o projeto de cada estágio segue neste apêndice.
O FPB ativo (Figura 4.10) para a filtragem dos ruídos de 60 Hz da
rede de distribuição da rede elétrica foi projetado como segue:
A freqüência de corte desejada:
Sabendo que a equação do filtro passa-baixas é:
(A.1)
Utilizando um capacitor de 330 nF, e substituindo os valores na
equação A.1, temos:
O valor comercial do resistor escolhido foi:
Recalculando a freqüência de corte para este resistor, temos:
O ganho de tensão para este filtro é:
(A.2)
70
A.2 FILTRO PASSA-BAIXAS PASSIVO COM FREQÜÊNCIA DE CORTE DE 5 HZ
O FPB passivo da Figura 4.11 foi projetado também partindo da
Equação A.1:
Para verificar a freqüência de corte substituindo (na Equação A.1) o
valor do resistor comercial que será utilizado na montagem do circuito, temos:
A.3 FILTRO PASSA-BAIXAS ATIVO INVERSOR COM FREQÜÊNCIA DE CORTE DE 0,1 HZ
O FPB ativo inversor da Figura 4.12 foi projetado com uma
freqüência baixa para obter somente a componente DC do sinal PPG em sua saída.
Assim, com o resistor de 10MΩ sendo utilizado, temos a seguinte
freqüência de corte calculada:
71
Como o nível DC do sinal possui amplitude suficiente para a leitura
do conversor A/D do microcontrolador, o ganho projetado AV foi de -1.
A.3 AMPLIFICADOR COM GANHO DE TENSÃO
Amplificador não-inversor da Figura 4.15 utilizado para amplificar o
nível AC do sinal PPG foi projetado através dos cálculos a seguir. Partindo do valor
de ganho AV, temos:
(A.3)
Com essa combinação de resistores, 330kΩ e 56kΩ, o resistor da
entrada não inversora do circuito pode ser calculado:
(A.4)
72
APÊNDICE B
Simulações do Circuito de Condicionamento do Sinal PPG.
A partir de observações do sinal PPG na saída do fotodiodo através
do osciloscópio (Figura B.1), pôde-se verificar as amplitudes dos componentes AC e
DC.
Figura B.1 – Sinal PPG obtido pelo fotodiodo OPT101 observado no osciloscópio digital.
No teste registrado na Figura B.1, o nível AC tem amplitude de
aproximadamente 72 mV, enquanto o nível DC possui 2,32 V.
Assim, para a simulação do filtro (inserido no projeto para a
eliminação do ruído de 60 Hz) proposto neste trabalho, Figura B.2, aplicou-se na
entrada do circuito uma onda senoidal com offset de 2,3 V e amplitude de pico da
onda de 35 mV (pico-a-pico de 70 mV). A freqüência da onda senoidal foi definida
baseada na freqüência dos batimentos cardíacos de 72 bpm em Hz, ou seja, 1,2 Hz.
73
Figura B.2 – Circuito do filtro.
Na resposta em freqüência obtida (Figura B.3) observa-se a
atenuação do sinal, sendo o sinal em verde a saída do FPB ativo e em vermelho a
saída do filtro passivo.
Figura B.3 – Resposta em freqüência do filtro.
Ao simular, no domínio do tempo, o circuito de condicionamento do
sinal PPG por completo (Figura B.4), verificou-se as saídas dos estágios que
fornecem os sinais de entrada ao microcontrolador.
R1
47k
R2
47k
R4
100k
C1
330n
C2
330n
U1A
TL074/301/TI+
3
-2
V+
4V
-11
OUT1
0
0
V3
FREQ = 1.2VAMPL = 0.035VOFF = 2.3
VV
0
V-
V+
Frequency
0Hz 10Hz 20Hz 30Hz 40Hz 50Hz
V(R4:2) V(U1A:OUT)
0V
0.5V
1.0V
74
Figura B.4 – Circuito de condicionamento do sinal PPG com probes.
Na Figura B.5, tem-se o gráfico obtido, sendo em verde a
representação do sinal de entrada, em vermelho a componente DC e em roxo o
nível AC amplificado e com a adição de 1,5 V.
Figura B.5 – Sinais de saída resultante da simulação do circuito de condicionamento do sinal PPG.
R1
47k
R2
47k
R4
100k
R5
10000k
R6
10000k
C1
330n
C2
330n
C3
150n
U1A
TL074/301/TI+
3
-2
V+
4V
-11
OUT1
U1B
TL074/301/TI
+5
-6
V+
4V
-11
OUT7
0
0
0
U1C
TL074/301/TI
+10
-9
V+
4V
-11
OUT8
U1D
TL074/301/TI
+12
-13
V+
4V
-11
OUT14
U2B
TL074/301/TI+5
-6
V+
4V
-11
OUT7
V3
FREQ = 1.2VAMPL = 0.035VOFF = 2.3
R7
10k
R8
10k
R9
10k
R10
10k
R14
47k
R15
56k
R16
330k
V
V
V
0
0
0
U2D
TL074/301/TI
+12
-13
V+
4V
-11
OUT14
R1110k
R12
10k
R13
10k
R17
10k
V+
0
V-
V+
V+
V+
V+
V-
V-
V-
V-
V+
U3C
TL074/301/TI
+10
-9
V+
4V
-11
OUT8
V-
V+
R18
12k
R19
22k
R20
15k
0
V+
V-
Time
10s 11s 12s 13s 14s 15s
V(V3:+) V(R7:1) V(U2D:OUT)
0V
1.0V
2.0V
2.5V
75
Ao verificar a componente AC (amplificada e com a adição de 1,5V)
do sinal PPG na saída correspondente da placa montada (Figura 4.24) pelo
osciloscópio, tem-se o sinal da Figura B.6, comprovando a eficiência do circuito
proposto.
Figura B.6 – Componente AC do sinal PPG com a adição de 1,5 V observado no osciloscópio.
