DESENVOLVIMENTO DE UM SISTEMA DE MONITORAMENTO DE SINAIS DE ECG E TEMPERATURA UTILIZANDO DISPOSITIVOS MÓVEIS

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1 UNIVERSIDADE TECNOLÓGICA FEDERAL DO PARANÁ PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO EM ENGENHARIA BIOMÉDICA SÉRGIO MORIBE DESENVOLVIMENTO DE UM SISTEMA DE MONITORAMENTO DE SINAIS DE ECG E TEMPERATURA UTILIZANDO DISPOSITIVOS MÓVEIS DISSERTAÇÃO CURITIBA 2016

2 SÉRGIO MORIBE DESENVOLVIMENTO DE UM SISTEMA DE MONITORAMENTO DE SINAIS DE ECG E TEMPERATURA UTILIZANDO DISPOSITIVOS MÓVEIS Dissertação apresentada como requisito parcial para obtenção do grau de Mestre em Engenharia Biomédica, do Programa de Pós-Graduação em Engenharia Biomédica, da Universidade Tecnológica Federal do Paraná. Área de concentração: Engenharia Biomédica. Orientador: Prof. Dr. Joaquim Miguel Maia CURITIBA 2016

3 Dados Internacionais de Catalogação na Publicação M854d Moribe, Sérgio 2016 Desenvolvimento de um sistema de monitoramento de sinais de ECG e temperatura utilizando dispositivos móveis / Sérgio Moribe f.: il.; 30 cm Texto em português, com resumo em inglês. Dissertação (Mestrado) - Universidade Tecnológica Federal do Paraná. Programa de Pós-Graduação em Engenharia Biomédica, Curitiba, Bibliografia: f Eletrocardiografia. 2. Temperatura corporal. 3. Monitorização fisiológica. 4. Processamento de sinais Técnicas digitais. 5. Computação móvel. 6. Android (Recurso eletrônico). 7. Métodos de simulação. 8. Telemedicina. 9. Engenharia biomédica - Dissertações. I. Maia, Joaquim Miguel, orient. II. Universidade Tecnológica Federal do Paraná. Programa de Pós-graduação em Engenharia Biomédica. III. Título. CDD: Ed Biblioteca Central da UTFPR, Câmpus Curitiba

4 UNIVERSIDADE TECNOLÓGICA FEDERAL DO PARANÁ Campus Curitiba Programa de Pós-Graduação em Engenharia Biomédica Título da Dissertação Nº 054 Desenvolvimento de um sistema de monitoramento de ECG e temperatura utilizando dispositivos móveis por Sergio Moribe ÁREA DE CONCENTRAÇÃO: Engenharia Biomédica. LINHA DE PESQUISA: Instrumentação Biomédica. Esta dissertação foi apresentada como requisito parcial à obtenção do grau de MESTRE EM CIÊNCIAS (M.Sc.) Área de Concentração: Engenharia Biomédica, pelo Programa de Pós-Graduação em Engenharia Biomédica (PPGEB), da Universidade Tecnológica Federal do Paraná (UTFPR), Campus Curitiba, às 8h30min do dia 15 de março de O trabalho foi aprovado pela Banca Examinadora, composta pelos professores: Prof. Joaquim Miguel Maia, Dr. (Presidente UTFPR) Prof. José Carlos da Cunha, Dr. (UP) Prof. Amauri Amorin Assef, Dr. (UTFPR) Visto da coordenação: Profª. Leandra Ulbricht.,Drª. (Coordenadora do PPGEB) A Folha de Aprovação assinada encontra-se na Coordenação do Programa

5 À minha família Ivone, Daniele e Erick.

6 AGRADECIMENTOS A todos os professores do curso pelos conhecimentos transmitidos. Ao professor orientador Dr. Joaquim Miguel Maia, por sua atenção e apoio neste trabalho. Ao professor Dr. Pedro Miguel Gewehr pelo empréstimo do simulador de ECG da Bio-Tek. Ao CNPq, Capes, Fundação Araucária e à UTFPR pelo suporte financeiro. À Texas Intruments (TI) por fornecer amostras de alguns componentes utilizados.

7 O primeiro e indispensável passo para obter as coisas que você deseja da vida é decidir o que você quer. Ben Stein

8 RESUMO MORIBE, Sérgio. Desenvolvimento de um Sistema de Monitoramento de Sinais de ECG e Temperatura Utilizando Dispositivos Móveis f. Dissertação Programa de Pós-Graduação em Engenharia Biomédica, Universidade Tecnológica Federal do Paraná. Curitiba, Este trabalho teve por objetivo o desenvolvimento de um sistema de monitoramento de sinais de ECG e temperatura, com o propósito de dar mobilidade a pessoas que necessitam de monitoramento contínuo de alguns sinais fisiológicos, tais como pessoas idosas e/ou pessoas com deficiências cardíacas ou até mesmo para atletas que desejam melhorar seu desempenho através do monitoramento de seu condicionamento físico. Foram realizadas pesquisas dos equipamentos similares que existem atualmente no mercado e que estão sendo desenvolvidos para um embasamento técnico do protótipo desenvolvido. O sistema foi desenvolvido utilizando um microcontrolador de baixo custo e consumo para aquisição dos sinais fisiológicos e um módulo Bluetooth para comunicação com um dispositivo móvel que apresenta grande capacidade de processamento e recursos para realizar o armazenamento de dados e a interface com um sistema de monitoramento para avaliação médica remota, garantindo a mobilidade, segurança e melhoria na qualidade de vida de idosos e pacientes. Os principais sinais fisiológicos são os sinais vitais, que são as funções mais básicas do corpo, tais como, temperatura corporal, frequência cardíaca, frequência respiratória e pressão arterial. No protótipo proposto, foi incorporado o monitoramento da temperatura corporal e do eletrocardiograma (ECG) completo com as 12 derivações. A frequência respiratória e pressão arterial não foram contempladas no protótipo devido à complexidade de implementação de muitos sinais fisiológicos em um único equipamento. Para definição do hardware e minimizar o risco de futuros problemas, foram também realizados testes com ferramentas de desenvolvimentos disponibilizados pelos fabricantes dos principais componentes e que também são expostos neste trabalho. Pode-se concluir que os objetivos iniciais foram alcançados pois foi desenvolvido um protótipo para monitoramento remoto de sinais de ECG e temperatura utilizando um aplicativo Android. O protótipo foi testado utilizando-se sinais de um simulador de ECG e um sensor de temperatura, atendendo às principais funcionalidades requeridas para o sistema. Palavras-chave: ECG. Monitoramento de sinais fisiológicos. Telemedicina. Dispositivos Móveis.

9 ABSTRACT MORIBE, Sérgio. Development of a System for Monitoring ECG and Temperature Signals Using Mobile Devices f. Dissertação Programa de Pós- Graduação em Engenharia Biomédica, Universidade Tecnológica Federal do Paraná. Curitiba, This work aims to develop a system for monitoring ECG and temperature signals with the purpose of giving mobility to people requiring continuous monitoring of some physiological signals, such as the elderly and/or individuals with heart failure or even for athletes who wish to improve their performance by monitoring their fitness. Research of similar equipment that there are currently on the market and that are being developed was made for a technical base of the prototype to be developed. The system was developed using a low cost and low consumption microcontroller for the acquisition of physiological signals and a Bluetooth module for communication with a mobile device having large capacity and processing resources to perform data storage and interface with a monitoring system for remote medical evaluation, ensuring mobility, safety and improved quality of life of elderly and patients. The main physiological signals are vital signals, which are the most basic body functions such as body temperature, heart rate, respiratory rate and blood pressure. In the proposed prototype, monitoring body temperature and complete 12-lead electrocardiogram (ECG) was incorporated. The respiratory rate and blood pressure were not included in the prototype due to the complexity of implementation of many physiological signals in a single equipment. For the hardware definition and to minimize the risk of future problems, tests have also been done with development tools available from manufacturers of the main components and which are also presented in this work. It is possible to conclude that the initials objectives were achieved bacause a prototype was developed for remote monitoring of ECG and temperature signals using an Android application. The prototype was tested using an ECG simulator and a temperature sensor, attending the main required features for the system. Keywords: ECG. Monitoring physiological signals. Telemedicine. Mobile Devices.

10 LISTA DE FIGURAS FIGURA 1 Estrutura do coração e fluxo sanguíneo pelas câmaras cardíacas. 22 FIGURA 2 Eventos do ciclo cardíaco para o lado esquerdo do coração FIGURA 3 Ondas e intervalos de um sinal ECG FIGURA 4 Posição convencional dos eletrodos para as derivações periféricas padrões e Triângulo de Einthoven FIGURA 5 Eletrocardiogramas normais das derivações periféricas I, II e III FIGURA 6 Conexões dos eletrodos no corpo para obter o Terminal Central de Wilson FIGURA 7 Conexões dos eletrodos para as derivações aumentadas e diagrama de vetores das derivações periféricas FIGURA 8 Eletrocardiogramas normais das derivações aumentadas avr, avl e avf FIGURA 9 Posição dos eletrodos e diagrama de vetores das derivações precordiais FIGURA 10 Posicionamento dos eletrodos das derivações precordiais FIGURA 11 Eletrocardiogramas normais das derivações precordiais V1 a V FIGURA 12 Faixa de temperatura corporal FIGURA 13 Diagrama em blocos proposto por Liao e Wen FIGURA 14 Sistema proposto por Rashkovska et al FIGURA 15 Sistema proposto por Gakare et al FIGURA 16 Diagrama em Blocos de ECG proposto por Tejero-Calado et al FIGURA 17 Componentes do sistema proposto por Tello et al FIGURA 18 Diagrama em blocos proposto por Lerdwuttiaugoon e Naiyanetr FIGURA 19 Diagrama em blocos do sistema proposto por Lucena et al FIGURA 20 Kit de Demonstração ADS1298R FIGURA 21 Testes de simulação do sinal de ECG FIGURA 22 Diagrama em blocos do teste de simulação do sinal de ECG FIGURA 23 Diagrama em blocos do ADS FIGURA 24 Kit Bluetooth ez430-rf256x pareado FIGURA 25 Diagrama em blocos do teste Kit Bluetooth ez430-rf256x FIGURA 26 Diagrama em blocos do teste do módulo HC FIGURA 27 Módulo Bluetooth HC FIGURA 28 Diagrama em Blocos do MSP430BT FIGURA 29 Sensor de Temperatura LM FIGURA 30 Sensor de Temperatura LM35 encapsulado FIGURA 31 Diagrama em Blocos do protótipo ECG_BLUE desenvolvido FIGURA 32 Ambiente de Desenvolvimento da IDE CCS FIGURA 33 Programador e depurador MSP-FET430UIF FIGURA 34 MSP-FET430UIF com placa ECG_BLUE e simulador de ECG FIGURA 35 Diagrama em blocos do sistema de desenvolvimento e testes da placa ECG_BLUE FIGURA 36 Diagrama de Caso de Uso do Aplicativo

11 FIGURA 37 Placa ECG_BLUE montada com módulo Bluetooth HC FIGURA 38 Caixa Protótipo visto por cima e conectores FIGURA 39 Tempo entre conversões do ADS1298R FIGURA 40 Tempo entre transmissão de bytes do ADS1298R FIGURA 41 Descrição dos conectores e LEDs do ECG_BLUE FIGURA 42 Tela de permissão para ativar o Bluetooth FIGURA 43 Tela de não conectado com o protótipo ECG_BLUE FIGURA 44 Tela Selecione um dispositivo para conectar FIGURA 45 Tela Conectando FIGURA 46 Tela Conectado FIGURA 47 Tela Monitorando FIGURA 48 Tela mostrar gráficos 2 s FIGURA 49 Tela gráfico das derivações periféricas e aumentadas em 2 s FIGURA 50 Tela gráfico das derivações precordiais em 2 s FIGURA 51 Tela gráfico de temperatura em 60 s FIGURA 52 Tela esconder gráficos de 2 s FIGURA 53 Tela Ler arquivo de dados FIGURA 54 Tela Lista de arquivos FIGURA 55 Tela Gráfico das derivações periféricas e aumentadas do arquivo selecionado FIGURA 56 Tela Gráfico das derivações precordiais do arquivo selecionado. 80 FIGURA 57 Tela Gráfico de temperatura do arquivo selecionado FIGURA 58 ECG das Derivações Periféricas 30 bpm em 2 s FIGURA 59 ECG das Derivações Periféricas 60 bpm em 2 s FIGURA 60 ECG das Derivações Periféricas 120 bpm em 2 s FIGURA 61 ECG das Derivações Periféricas 180 bpm em 2 s FIGURA 62 ECG das Derivações Periféricas 240 bpm em 2 s FIGURA 63 Onda Triangular de 2 Hz em 2 s FIGURA 64 Onda Quadrada de 2 Hz em 2 s FIGURA 65 Onda Senoidal de 8 Hz em 2 s FIGURA 66 Exemplo de ECG das derivações periféricas 180 bpm em 2 s visualizado no smartphone FIGURA 67 Termômetros da BD e do multímetro para comparação FIGURA 68 Gráfico da Temperatura corporal em 60 s FIGURA 69 Lista de Arquivos de Dados de ECG e Temperatura FIGURA 70 ECG das derivações periféricas em 30 bpm lidas do arquivo FIGURA 71 ECG das derivações precordiais em 30 bpm lidas do arquivo FIGURA 72 Temperatura Ambiente lida do arquivo FIGURA 73 ECG das derivações periféricas em 60 bpm lidas do arquivo FIGURA 74 ECG das derivações periféricas em 120 bpm lidas do arquivo FIGURA 75 ECG das derivações periféricas em 180 bpm lidas do arquivo FIGURA 76 ECG das derivações periféricas em 240 bpm lidas do arquivo FIGURA 77 Sinal de ECG da derivação DII em 30 bpm lido do arquivo FIGURA 78 FFT da derivação DII em 30 bpm lido do arquivo FIGURA 79 Sinal senoidal na derivação DII em 8 Hz lido do arquivo FIGURA 80 FFT do sinal senoidal na derivação DII em 8 Hz lido do arquivo FIGURA 81 Ampliação da FFT do sinal senoidal na derivação DII em 8 Hz lido do arquivo

12 FIGURA 82 Temporização de uso do comando RDATAC FIGURA 83 Temporização de uso do comando RDATA FIGURA 84 Exemplo de Temporização de um Comando RREG FIGURA 85 Exemplo de Temporização de um Comando WREG FIGURA 86 Tempo de estabilização para conversão inicial FIGURA 87 /DRDY com Recuperação de Dados (/CS=0) FIGURA 88 Conteúdo do STATUS Word FIGURA 89 Modo de Disparo Único FIGURA 90 Modo Contínuo FIGURA 91 Esquema elétrico do Microcontrolador FIGURA 92 Esquema elétrico do ADS FIGURA 93 Esquema elétrico das Fontes Reguladores FIGURA 94 Placa ECG_BLUE, Serigrafia, Lado Superior e Lado Inferior

13 LISTA DE TABELAS TABELA 1 Parâmetros Fisiológicos de ECG e temperatura TABELA 2 Descrição dos Comandos do Protocolo TABELA 3 Tabela de Comandos SPI do ADS TABELA 4 Tempos de Estabilização para Diferentes Data Rates do Registro CONFIG TABELA 5 Valores ideais de saída versus Sinal de entrada TABELA 6 ADS1298R Derivações Medidas TABELA 7 Derivações Calculadas

14 LISTA DE SIGLAS AC ADC ADT AP API APK BGA bpm BPS/bps BSL CCS CI CMRR DC ECG/EKG EDA EEG EMG EMI FFT FIR FTP GCT GPRS GPS GUI I2C IBGE IDE JVM JTAG LA LED LL LSB MCU MSB OHA PC PCI Alternating Current - Corrente Alternada Conversor Analógico/Digital Android Development Tools Access Point Application Programming Interface Android Pakage File Ball Grid Array Batimentos por minuto Bits por segundo Bootstrap Loader Code Composer Studio Circuito Integrado Common Mode Rejection Ratio Direct Current - Corrente Contínua Eletrocardiograma Electronic Design Automation Eletroencefalograma Eletromiograma Electromagnetic Interference - Interferência Eletromagnética Fast Fourier Transform - Transformada Rápida de Fourier Finite Impulse Response - Resposta ao Impulso Finita File Transfer Protocol Goldberger Central Terminal - Terminal Central de Goldberger General Packet Radio Services Global Positioning System - Sistema de Posicionamento Global Graphical User Interface - Interface Gráfica do Usuário Inter Integrated Circuit Instituto Brasileiro de Geografia e Estatística Integrated Development Environment - Ambiente de Desenvolvimento Integrado Java Vitual Machine - Máquina Virtual Java Joint Test Action Group Left Arm - Braço Esquerdo Light Emitting Diode - Diodo Emissor de Luz Left Leg - Perna Esquerda Least Significant Bit - Bit Menos Significativo Microcontroller - Microcontrolador Most Significant Bit - Bit Mais Significativo Open Handset Alliance Personal Computer - Computador Pessoal Placa de Circuito Imppresso

15 PDA PGA PPGEB RA RF RL RLD SCLK SDK SD SPI SPP SPS/sps TCP/IP TI UML UART USB USCI UTFPR WCT Wi-Fi WHO Personal Digital Assistant Programmable Gain Amplifier - Amplificador de Ganho Programável Programa de Pós-Graduação em Engenharia Biomédica Right Arm - Braço Direito Rádio Frequência Right Leg - Perna Direita Right Leg Drive - Dreno da Perna Direita Serial Clock Software Development Kit - Kit de Desenvolvimento de Programa Secure Digital Serial Peripheral Interface Serial Port Profile Samples Per Second - Amostras por segundo Transmission Control Protocol/Internet Protocol Texas Instruments Unified Modeling Language Universal Asynchronous Receiver Transmitter Universal Serial Bus Universal Serial Communication Interface Universidade Tecnológica Federal do Paraná Wilson Center Terminal - Terminal Central de Wilson Wireless-Fidelity World Health Organization - Organização Mundial de Saúde

16 SUMÁRIO 1 INTRODUÇÃO MOTIVAÇÃO OBJETIVOS Objetivo Geral Objetivos Específicos ESTRUTURA DO TRABALHO REVISÃO BIBLIOGRÁFICA O CORAÇÃO O Ciclo Cardíaco O Eletrocardiograma (ECG) TEMPERATURA CORPÓREA SISTEMAS SIMILARES DISPONÍVEIS NO MERCADO SISTEMAS SIMILARES ENCONTRADOS EM ARTIGOS CIENTÍFICOS METODOLOGIA LEVANTAMENTO DE REQUISITOS Requisitos Funcionais Requisitos Não Funcionais Restrições TESTES COM O KIT ADS1298RECG-FE ECG FRONT-END DEFINIÇÃO DO CONVERSOR ANALÓGICO/DIGITAL PARA O ECG TESTES COM O KIT EZ430-RF256X E COM O MÓDULO HC DEFINIÇÃO DO MÓDULO PARA COMUNICAÇÃO BLUETOOTH DEFINIÇÃO DO MICROCONTROLADOR DEFINIÇÃO DO SENSOR DE TEMPERATURA DIAGRAMA EM BLOCOS DO HARDWARE DESENVOLVIDO Circuitos de Proteção Front-end Módulo Bluetooth Microcontrolador Circuitos de Conversão de Tensão Sensor de Temperatura Fontes Reguladoras DESENVOLVIMENTO DO HARDWARE Desenvolvimento do Esquemas elétricos da placa do ECG_BLUE Desenvolvimento da Placa de Circuito Impresso do ECG_BLUE DESENVOLVIMENTO DO FIRMWARE IDE Code Composer Studio (CCS) Ferramenta de gravação e depuração MSP-FET430UIF Protocolo de Comunicação ECG_BLUE x Android ECGBlue via Bluetooth DESENVOLVIMENTO ANDROID A Plataforma Android

17 Sistema Operacional Linux Máquina Vitual Dalvik Ambiente de Desenvolvimento Modelo de Caso de Uso do Aplicativo ECGBlue Principais APIS e bibliotecas utilizadas RESULTADOS APRESENTAÇÃO DO PROTÓTIPO Sinais de comunicação do ADS1298R com o Microcontrolador Funcionamento do protótipo ECG_BLUE FUNCIONAMENTO E TELAS DO APLICATIVO ANDROID RESULTADOS DOS TESTES DE ECG EM GRÁFICOS ATUALIZADOS DE 2 EM 2 SEGUNDOS RESULTADOS DOS TESTES DE TEMPERATURA CORPORAL RESULTADOS DOS ARQUIVOS DE DADOS DOS SINAIS DE ECG E TEMPERATURA RESULTADO DO CONSUMO E AUTONOMIA DA BATERIA DISCUSSÃO, CONCLUSÕES E DESENVOLVIMENTOS FUTUROS DISCUSSÃO CONCLUSÕES DESENVOLVIMENTOS FUTUROS REFERÊNCIAS Apêndice A -- DESCRIÇÃO DO FUNCIONAMENTO DO ADS Apêndice B -- ESQUEMAS ELÉTRICOS E PLACA DE CIRCUITO IMPRESSO. 116

18 17 1 INTRODUÇÃO Este trabalho trata do desenvolvimento de um sistema de monitoramento de sinais fisiológicos de eletrocardiograma (ECG) e temperatura utilizando dispositivos móveis, proposto para a dissertação de mestrado do Programa de Pós-Graduação em Engenharia Biomédica (PPGEB) da Universidade Tecnológica Federal do Paraná (UTFPR). Para o desenvolvimento de um dispositivo na área biomédica é necessário um embasamento teórico sobre bio-instrumentação que foi realizado através de pesquisas em bases de dados científicos e livros da área. Já existem no mercado alguns dispositivos de monitoramento cardíaco como os Holters que armazenam continuamente a frequência cardíaca por um período de 24 a 48 horas. Porém, estes monitores não se comunicam com uma central médica em tempo real, sendo os sinais apenas armazenados num cartão Secure Digital (SD), por exemplo. Outro equipamento é o Vital Jacket composto por uma camiseta para conectar os eletrodos e armazenar os dados num cartão SD. Apresenta comunicação Bluetooth para análise em tempo real e descarrega os dados diretamente em um Computador Pessoal (PC) (BIODEVICES, 2016). O equipamento Poip Mobile apresenta, através da tecnologia 3G, as informações em tempo real através de qualquer browser com acesso a internet (POIP, 2016). Existem outros equipamentos que são discutidos neste trabalho. A proposta do equipamento desenvolvido foi de manter uma comunicação constante via Bluetooth com um dispositivo móvel como o smartphone para o armazenamento dos dados, e o mesmo permitir o acesso em tempo real dos dados via 3G ou Wireless-Fidelity (Wi-Fi), dependendo do que estiver disponível. Porém o acesso remoto não foi contemplado neste trabalho, ficando para um desenvolvimento futuro. Outras funcionalidades que podem ser desenvolvidas futuramente, são o registro simultâneo das principais atividades sendo realizadas para correlação com

19 18 as variações cardíacas e facilitar a análise do profissional médico, programação de alarmes para variações perigosas como arritmias, análise de movimentações bruscas do paciente através dos sinais do acelerômetro, além do uso do Sistema de Posicionamento Global (GPS) dos dispositivos móveis para rastreamento do posicionamento global do paciente para rápida localização e atendimento por um profissional médico responsável. O desenvolvimento foi realizado para dispositivos móveis com sistema operacional Android, devido à sua grande aceitação no mercado e, por ser um sistema de código livre, torna-se muito mais acessível e fácil na obtenção das ferramentas e equipamentos necessários para o desenvolvimento. A precisão da medida do sinal de ECG depende de uma baixa impedância do caminho de condução do corpo do paciente até o equipamento de monitoramento (CARR, 1991). Os níveis de sinais dos potenciais de ação do músculo cardíaco a serem medidos na superfície da pele são muito baixos e suscetíveis a ruídos (TEXAS, 2012), optando-se, portanto, pela utilização de componentes especialmente fabricados para instrumentação médica e especificamente desenvolvidos para ECG, como o ADS1298 da Texas Instruments, que é um Conversor Analógico/Digital (ADC) de 8 canais, 24 bits e baixo consumo. A temperatura corporal é outro sinal fisiológico que fornece importantes informações sobre o estado fisiológico do paciente (GUYTON; HALL, 2002), sendo também monitorada utilizando um sensor eletrônico de temperatura e o ADC integrado no microcontrolador. Para a comunicação do protótipo com o dispositivo móvel, foi escolhido o Bluetooth devido a esta tecnologia ser de baixo custo e consumo, indicado para aplicações de pequena distância e também por já vir embarcada em praticamente todos os dispositivos móveis. Os sistemas de telemedicina móvel estão se tornando muito importantes ao longo do tempo, especialmente em pacientes que necessitam de monitoramento contínuo e que vivem em regiões isoladas ou que estão em viagem, longe dos centros médicos. Segundo a Organização Mundial de Saúde (WHO), no mundo todo, milhões de pessoas com doenças cardiovasculares morrem. Muitas vezes, algumas dessas vidas poderiam ser salvas se houvesse intervenção médica dentro da chamada hora de ouro. Por isso a importância e a necessidade de monitoramento contínuo de pacientes que têm risco de insuficiência cardíaca súbita (BEDARKAR; SWAMY, 2013).

20 MOTIVAÇÃO Um dos grandes benefícios da telemedicina é proporcionar aos pacientes liberdade de mobilidade, mesmo sobre o contínuo monitoramento de seus sinais fisiológicos, garantindo uma melhor qualidade de vida. O Brasil é o sexto pais no mundo em número de smartphones, ficando atrás apenas da China, Estados Unidos, Índia, Japão e Rússia. A estimativa é que o número de smartphones passe de 38,8 milhões em 2015, para 72 milhões em 2018 (GLOBO, 2015). Com os smartphones mais acessíveis e populares, estão surgindo milhares de ideias e aplicativos que os tornam cada vez mais um sonho de consumo de muitas pessoas. O público alvo são as pessoas idosas, com deficiências cardíacas e em atletas que desejam melhorar seu desempenho através do monitoramento de seu condicionamento físico, formando um mercado emergente, principalmente os idosos, que segundo o censo demográfico de 2010 do Instituto Brasileiro de Geografia e Estatística (IBGE), houve um aumento da população com 65 anos ou mais, de 4,8% em 1991 para 7,4% em 2010 (IBGE, 2013). A projeção é de que no Brasil, a população com mais de 80 anos salte de 2,6 milhões em 2010 para quase 6 milhões em 2030 (IBGE, 2016). Os benefícios que o trabalho pode trazer, como melhorar a qualidade de vida de idosos, pacientes cardíacos e atletas, além da perspectiva de crescimento do mercado, aliando a possibilidade de utilizar os smartphones com uma interface intuitiva e fácil de ser utilizada, motivaram o desenvolvimento deste trabalho. 1.2 OBJETIVOS OBJETIVO GERAL Desenvolver e testar um equipamento de monitoramento de sinais fisiológicos de ECG e temperatura, contemplando o hardware, firmware e o software do aplicativo Android

21 OBJETIVOS ESPECÍFICOS Desenvolver o hardware, com esquemas elétricos, placa de circuito impresso, montagem e testes. Desenvolver o firmware, com controle do conversor analógico/digital dos sinais de ECG, do sensor de temperatura e do controle da comunicação Bluetooth. Desenvolver o software aplicativo Android, com controle da comunicação Bluetooth, armazenamento dos dados em arquivos, gráficos em tempo real e gráficos lidos de arquivos. Realizar os testes do protótipo utilizando um simulador de ECG e outros equipamentos. 1.3 ESTRUTURA DO TRABALHO Este trabalho está dividido em 5 capítulos organizados da seguinte maneira. O capítulo 1 apresenta uma introdução ao tema do trabalho, a motivação, o objetivo geral e os objetivos específicos, além de sua estrutura. O capítulo 2 faz um revisão bibliográfica dos conhecimentos prévios necessários ao desenvolvimento do trabalho, tais como, o coração, as derivações eletrocardiográficas e as soluções similares existentes no mercado e em artigos científicos. O capítulo 3 aborda a metodologia, testes iniciais, definição e desenvolvimento do hardware e firmware do protótipo de monitoramento e o desenvolvimento do aplicativo Android. O capitulo 4 mostra os resultados obtidos. O capítulo 5 trata sobre a discussão, conclusões e desenvolvimentos futuros.

22 21 2 REVISÃO BIBLIOGRÁFICA Para o desenvolvimento do trabalho, foi necessária a realização de uma pesquisa para ampliação do conhecimento e definição do escopo. Como o trabalho desenvolvido envolve o monitoramento de sinais fisiológicos, será feita uma breve descrição sobre os órgãos e sistemas envolvidos. 2.1 O CORAÇÃO O coração é constituído na verdade por duas bombas distintas. O coração direito (bombeia o sangue para os pulmões) e o coração esquerdo (bombeia o sangue para os órgãos periféricos). Cada uma destas bombas são compostas por duas câmaras distintas chamadas átrio e ventrículo. Os átrios são bombas fracas que ajudam a movimentar o sangue para os ventrículos e os ventrículos são bombas fortes que propelem o sangue para o pulmão, no caso do ventrículo direito ou para os órgãos periféricos, no caso do ventrículo esquerdo. A ritmicidade cardíaca é devido a mecanismos especiais que transmitem potenciais de ação por todo o músculo cardíaco, gerando o batimento rítmico do coração (GUYTON; HALL, 2002; BERNE; LEVY, 2009). A Figura 1 mostra a estrutura do coração e o fluxo sanguíneo pelas câmaras cardíacas O CICLO CARDÍACO Os ciclos cardíacos são os eventos do coração que ocorrem do início de cada batimento cardíaco até o início do próximo. O nodo sinusal localizado na parede lateral superior do átrio direito, próximo à abertura da veia cava superior, é responsável pela geração espontânea de um potencial de ação que inicia o ciclo cardíaco. Este potencial de ação se propaga rapidamente pelos átrios e através do feixe A-V para os ventrículos. Durante a passagem do impulso cardíaco dos átrios para os ventrículos,

23 22 Figura 1: Estrutura do coração e fluxo sanguíneo pelas câmaras cardíacas Fonte: Guyton e Hall (2002) existe um atraso de mais de 0,1s. Isso faz com que os átrios contraiam-se antes dos ventrículos, bombeando o sangue para os ventrículos antes do início da forte contração ventricular. Desse modo, os átrios funcionam como bombas de escorva para os ventrículos, e esses ventrículos, por sua vez, fornecem a maior parte da força que vai propelir o sangue pelo sistema vascular (GUYTON; HALL, 2002). O ciclo cardíaco consiste em um período de relaxamento, durante o qual o coração se enche com sangue, chamado de diástole, seguido de um período de contração, chamado de sístole, durante o qual o sangue sai do coração para o sistema vascular (GUYTON; HALL, 2002; BERNE; LEVY, 2009). A Figura 2 mostra os diferentes eventos, durante o ciclo cardíaco, para o lado esquerdo do coração. Nela pode-se ver simultaneamente os gráficos da pressão

24 23 aórtica, pressão atrial, pressão ventricular, volume ventricular do lado esquerdo do coração, além do eletrocardiograma e fonocardiograma (GUYTON; HALL, 2002). Figura 2: Eventos do ciclo cardíaco para o lado esquerdo do coração Fonte: Guyton e Hall (2002) O ELETROCARDIOGRAMA (ECG) Os biopotenciais gerados nos músculos do coração resultam no eletrocardiograma, ECG ou EKG na Alemanha (CROMWELL et al., 1980). Quando ocorrem os impulsos cardíacos no coração, a corrente elétrica também se propaga para os tecidos próximos do coração até a superfície da pele. Se forem colocados eletrodos sobre a pele em pontos opostos do coração, estes potenciais elétricos gerados durante os ciclos cardíacos podem ser registrados, formando o sinal ECG (GUYTON; HALL, 2002). A Figura 3 mostra as ondas e intervalos de um sinal de ECG normal. A onda P é gerada pela despolarização dos átrios, antes da contração atrial.

25 24 Figura 3: Ondas e intervalos de um sinal ECG. O complexo QRS é gerado pela despolarização dos ventrículos, antes da contração ventricular, e a onda T é devido à repolarização dos ventrículos. A repolarização dos átrios não aparece, pois ocorre no mesmo momento do complexo QRS. A onda U é a repolarização tardia das papilas do músculo ventricular, ocorre esporadicamente, sendo difícil de ser observada (GUYTON; HALL, 2002). Tensões Normais do Eletrocardiograma. As tensões das ondas no eletrocardiograma normal dependem da maneira pela qual os eletrodos são colocados na superfície do corpo e de sua distância do coração. Quando um eletrodo é colocado diretamente sobre os ventrículos e um segundo eletrodo é colocado em outro ponto do corpo, distante do coração, a tensão do complexo QRS pode ser de até 3 a 4mV. Quando os eletrodos são colocados nos dois braços ou em um braço e perna, a tensão do complexo QRS, em geral, é de cerca de 1 mv, do pico da onda R à base da onda S; a tensão da onda P, está entre 0,1 e 0,3 mv e da onda T, entre 0,2 e 0,3 mv (GUYTON; HALL, 2002; BERNE; LEVY, 2009). Pela Tabela 1, extraída de Webster et al. (2010), esta tensão para sinais de ECG com eletrodos na pele pode variar de 0,5 a 4 mv com faixa de frequência do sinal de 0,1 a 250Hz (WEBSTER et al., 2010).

26 25 Tabela 1: Parâmetros Fisiológicos de ECG e temperatura Parâmetro Faixa de Faixa de Sensor Medida Frequência (Hz) Sinais de ECG 0,5-4 mv 0, Eletrodos na pele Temperatura C DC-0,1 Termistor, do corpo termopar Fonte: Extraído de Webster et al. (2010) Intervalo P-Q ou P-R. É o tempo entre o início da onda P e o início do complexo QRS, ou seja, é o intervalo entre o início da excitação elétrica dos átrios e o início da excitação dos ventrículos. O intervalo P-Q normal é de cerca de 160ms. Algumas vezes, esse intervalo é chamado de intervalo P-R devido à ausência frequente da onda Q (GUYTON; HALL, 2002; BERNE; LEVY, 2009). Intervalo Q-T. É o tempo de duração da contração do ventrículo, que é do início da onda Q (ou onda R, se a onda Q está ausente) ao fim da onda T. Normalmente o intervalo Q-T é de cerca de 350ms (GUYTON; HALL, 2002; BERNE; LEVY, 2009). Frequência Cardíaca Determinada pelo Eletrocardiograma. Como a frequência cardíaca é a recíproca do intervalo de tempo entre dois batimentos (dois complexos QRS) sucessivos, a mesma pode ser facilmente determinada no eletrocardiograma. Se o intervalo entre dois batimentos é de 1s (25 espaços horizontais de 40 ms), a frequência cardíaca é de 60 batimentos por minuto (bpm). Em um adulto normal, o intervalo entre dois batimentos é de cerca de 0,83 s. Isso corresponde à frequência cardíaca de 60/0,83 vezes por minuto, ou 72 bpm (GUYTON; HALL, 2002). DERIVAÇÕES ELETROCARDIOGRÁFICAS Derivações eletrocardiográficas fornecem informações dos sinais de ECG nos planos frontal e horizontal do indivíduo. As três Derivações Bipolares Periféricas. Estas derivações fornecem dados eletrocardiográficos do plano frontal (não proporcionam dados sobre potenciais dirigidos para a frente ou para trás). A Figura 4 mostra as conexões elétricas entre os membros do paciente e o eletrocardiógrafo para

27 26 o registro dos eletrocardiogramas das derivações bipolares periféricas. São bipolares porque o eletrocardiograma é registrado por meio de dois eletrodos localizados nos diferentes lados do coração, neste caso nos membros. Então, uma derivação não é formada por um único fio e eletrodo ligado ao corpo, mas a combinação de dois fios e seus eletrodos formando um circuito completo com o eletrocardiógrafo. O eletrocardiógrafo é representado, na figura, por um registrador elétrico (GUYTON; HALL, 2002). Figura 4: Posição convencional dos eletrodos para as derivações periféricas padrões e Triângulo de Einthoven Fonte: Guyton e Hall (2002)

28 27 Derivação I. O terminal positivo do eletrocardiógrafo é conectado ao braço esquerdo e o terminal negativo é conectado ao braço direito. Então, quando o lado direito do tórax está eletronegativo em relação ao lado esquerdo, o eletrocardiógrafo registra positivamente, isto é, acima da linha de tensão zero no eletrocardiograma. Quando o lado direito do tórax está eletropositivo em relação ao lado esquerdo, o eletrocardiógrafo registra negativamente, isto é, abaixo desta linha (GUYTON; HALL, 2002). Derivação II. O terminal positivo do eletrocardiógrafo é conectado à perna esquerda e o terminal negativo é conectado ao braço direito. Então, quando o braço direito está eletronegativo em relação à perna esquerda, o eletrocardiógrafo registra positivamente. Quando ocorre o oposto, o eletrocardiógrafo registra negativamente (GUYTON; HALL, 2002). Derivação III. O terminal positivo do eletrocardiógrafo é conectado à perna esquerda e o terminal negativo é conectado ao braço esquerdo. Então, quando o braço esquerdo é eletronegativo em relação à perna esquerda, o eletrocardiógrafo registra positivamente. Quando o oposto é verdadeiro, o eletrocardiógrafo registra negativamente (GUYTON; HALL, 2002). Triângulo de Einthoven. Um meio esquemático de mostrar que os dois braços e a perna esquerda formam os vértices de um triângulo ao redor do coração é mostrado na Figura 4. Este triângulo em torno da área cardíaca é chamado de triângulo de Einthoven (GUYTON; HALL, 2002; BERNE; LEVY, 2009). Como se pode observar, as três derivações formam o triângulo de Einthoven no plano frontal do corpo. Devido ao sinal escalar, cada derivação do triângulo de Einthoven pode ser representada como uma fonte de tensão, que pela lei das tensões de Kirchhoff (WEBSTER et al., 2010), tem-se: VDI - VDII + VDIII = 0 ou VDII = VDI + VDIII Note na Figura 4 que a soma das tensões das derivações I e III é igual a tensão da derivação II, isto é, 0,5mV + 0,7mV = 1,2mV. Matematicamente, este princípio, chamado lei de Einthoven, é válido para qualquer instante dado do eletrocardiograma (GUYTON; HALL, 2002).

29 28 Pelo eletrocardiograma das derivações I, II e III ilustrado pela Figura 5, observa-se que essas três derivações tem sinais eletrocardiográficos similares, sendo que as ondas P, QRS e T são positivas em cada eletrocardiograma. Quando se deseja diagnosticar as diferentes arritmias cardíacas, não importa muito qual das três derivações seja analisada, pois isto depende, principalmente, das relações de tempo entre as ondas do ciclo cardíaco. Entretanto, quando se deseja diagnosticar lesão ventricular, ou atrial, ou no sistema de Purkinje, todas são muito importantes, sendo que as anomalias da contração cardíaca alteram acentuadamente o eletrocardiograma em algumas derivações sem afetar outras (GUYTON; HALL, 2002). Figura 5: Eletrocardiogramas normais das derivações periféricas I, II e III Fonte: Guyton e Hall (2002) Derivações Unipolares Periféricas Aumentadas Existem três derivações unipolares adicionais no plano frontal. Unipolares porque consistem do potencial que aparece em um eletrodo em relação a um eletrodo de referência que é a média dos sinais vistos em dois ou mais eletrodos. Este eletrodo de referência é o Terminal Central de Wilson (WCT) ilustrado na Figura 6. Aqui os três eletrodos dos membros são conectados através de resistores de mesmo valor a um nó comum, que é o WCT. Na prática, o valor dos resistores deve ser no mínimo 5 MΩ pois a carga de qualquer derivação será mínima. O sinal entre o braço esquerdo (LA)

30 29 e o WCT é conhecido como VL, o do braço direito (RA) como VR e do pé esquerdo como VF (WEBSTER et al., 2010). Figura 6: Conexões dos eletrodos no corpo para obter o Terminal Central de Wilson Fonte: Webster et al. (2010) Note que para cada derivação, um dos resistores R desvia o circuito entre o WCT e o eletrodo do membro. Isto tende a reduzir a amplitude do sinal observado e pode-se modificar estas derivações para derivações aumentadas pela remoção da conexão entre o membro sendo medido e o WCT. Isto não afeta a direção do vetor da derivação e resulta em 50% de acréscimo na amplitude do sinal. As derivações aumentadas, conhecidas como avl, avr e avf, são ilustradas na Figura 7, onde em a, b e c, vê-se as conexões dos eletrodos para as três derivações aumentadas e em d, o diagrama de vetores das derivações periféricas padrões e aumentadas no plano frontal. Note que quando é considerado a direção negativa para VR (vetor tracejado), todos os seis vetores são igualmente espaçados em 30, o que permite ao cardiologista analisar o ECG com estas seis derivações e estimar a posição do vetor cardíaco pela observação de qual das seis derivações tem a maior amplitude de sinal naquele ponto no ciclo cardíaco (WEBSTER et al., 2010).

31 30 Figura 7: (a), (b), (c) Conexões dos eletrodos para as três derivações aumentadas. (d) Diagrama de vetores das derivações padrões e aumentadas mostrando as direções no plano frontal. Fonte: Webster et al. (2010) A Figura 8 ilustra os registros normais das derivações unipolares periféricas aumentadas. Todos são similares aos registros das derivações periféricas padrões, exceto que o registro da derivação avr está invertido, pois é o único que está polarizado invertido (GUYTON; HALL, 2002).

32 31 Figura 8: Eletrocardiogramas normais das derivações aumentadas avr, avl e avf Fonte: Guyton e Hall (2002) Derivações Torácicas (Derivações precordiais) As seis derivações precordiais (V1 a V6) foram propostas buscando-se uma projeção do vetor cardíaco sobre o plano transversal (horizontal) do corpo humano (BERNE; LEVY, 2009). O potencial entre estes eletrodos e WCT é o eletrocardiograma de cada derivação. A Figura 9 ilustra em a, o posicionamento dos eletrodos e em b, as posições dos vetores das derivações precordiais no plano transversal (WEBSTER et al., 2010). Figura 9: (a) Posição dos eletrodos das derivações precordiais. (b) Diagrama de vetores das derivações precordiais no plano transversal. Fonte: Webster et al. (2010) O posicionamento dos eletrodos das derivações precordiais são assim distribuídos (FILHO, 2016): V1 - eletrodo colocado no quarto espaço intercostal direito, rebordo esternal;

33 32 V2 - eletrodo colocado no quarto espaço intercostal esquerdo, rebordo esternal; V3 - eletrodo colocado a meio caminho entre V2 e V4; V4 - eletrodo colocado no quinto espaço intercostal, linha médio-clavicular; V5 - eletrodo colocado no mesmo plano de V4 (mesma altura), linha axilar anterior; V6 - eletrodo colocado no mesmo plano de V4 e V5, linha axilar média. A Figura 10 ilustra em a o posicionamento dos eletrodos precordiais e em b o corte transversal indicando as relações entre os dipolos da despolarização ventricular e os eletrodos precordiais (FILHO, 2016). Figura 10: (a) Posicionamento dos eletrodos das derivações precordiais. (b) Corte transversal indicando as relações entre os dipolos e os eletrodos precordiais. Fonte: Filho (2016) Os diversos registros obtidos por esse método estão ilustrados na Figura 11 (GUYTON; HALL, 2002). Figura 11: Eletrocardiogramas normais das derivações precordiais V1 a V6 Fonte: Guyton e Hall (2002)

34 TEMPERATURA CORPÓREA A temperatura corporal do paciente fornece importantes informações médicas sobre o estado fisiológico do indivíduo. A queda da pressão sanguínea é refletida pela baixa da temperatura corporal devido à queda do fluxo de sangue na periferia do copo, assim como, por outro lado, infecções geralmente refletem o aumento da temperatura corporal (WEBSTER et al., 2010). A temperatura central normal varia em uma faixa de temperaturas normais dependendo da temperatura ambiente e exercícios físicos sendo realizados. Em geral, a temperatura normal média situa-se entre 36,7 e 37 C quando medido na boca e é 0,6 C maior quando medida no reto. Durante exercício físico intenso, a temperatura pode aumentar, temporariamente, para 38,3 a 40 C. Entretanto, se o corpo é exposto ao frio intenso, a temperatura pode cair para valores inferiores a 35,5 C (GUYTON; HALL, 2002). Pela Tabela 1, extraída de Webster et al. (2010), a temperatura do corpo pode variar entre 32 a 40 C com faixa de frequência do sinal de DC a 0,1 Hz (WEBSTER et al., 2010). A elevação da temperatura corpórea, acima da faixa normal, pode ocorrer em pacientes com infecções, anormalidades no encéfalo, por substâncias tóxicas que afetam os termorreguladores, por doenças bacterianas, tumores cerebrais e condições ambientais, podendo causar grande prejuízo ao cérebro e a outros órgãos do corpo humano (GUYTON; HALL, 2002). A Figura 12 mostra a temperatura corporal em diferentes condições. 2.3 SISTEMAS SIMILARES DISPONÍVEIS NO MERCADO Descreve-se aqui algumas soluções de equipamentos para monitoramento atualmente no mercado. Equipamento Poip Holter Geração de eletrocardiograma para pesquisa científica. Faz o monitoramento remoto do sinal cardíaco, por longos períodos e com acesso instantâneo dos dados continuamente coletados e enviados para uma central de monitoramento. O ECG, pode ser acompanhado em tempo real através de um portal online, acessível

35 34 Figura 12: Faixa de temperatura corporal em diferentes condições Fonte: Guyton e Hall (2002) a partir do navegador de qualquer computador conectado a internet. Utiliza no próprio equipamento a rede 3G, não utilizando os smartphones para o processo de comunicação com a central de monitoramento. O sistema é exclusivo para clínicas e provedores de serviço (POIP, 2016). Equipamento Vital Jacket Equipamento para monitoramento do ECG de mais de 72 horas contínuas. Os eletrodos são instalados numa camiseta confortável e de fácil manuseio. Grava os sinais de ECG em cartão SD e também permite verificação em tempo real através de conexão Bluetooth usando um computador ou Personal Digital Assistant (PDA). Está disponível em duas versões. A primeira de uma derivação para 5 dias de armazenamento e a segunda de cinco derivações para 72 horas de armazenamento (BIODEVICES, 2016). Equipamento SmartHeart Equipamento para monitoramento do ECG com 12 derivações que permite detetar ataques cardíacos. Pequeno e se comunica com um smartphone via Bluetooth

36 35 e usa comunicação celular para enviar os dados de ECG aos médicos ou hospitais de diagnóstico. Também armazena os dados no smartphone e numa central que pode ser acessada via internet de qualquer lugar do mundo (SHL, 2014). Equipamento WebLooper CW-12 Equipamento para registro não contínuo de sinais de ECG de 12 derivações. Faz o envio instantâneo do eletrocardiograma via Bluetooth para um computador ou smartphone, permitindo o armazenamento e visualização dos sinais de ECG (CARDIOWEB, 2016). 2.4 SISTEMAS SIMILARES ENCONTRADOS EM ARTIGOS CIENTÍFICOS Descreve-se aqui algumas soluções de equipamentos para monitoramento encontradas em artigos científicos. Liao e Wen (2010) propuseram um sistema de monitoramento de sinais fisiológicos utilizando uma placa microcontrolada AT91SAM9260-EK da empresa ATMEL e que realiza múltiplas medidas dos sinais, tais como ECG, pulso, temperatura, pressão sanguínea e outros. Os autores fornecem informações apenas do sensor de temperatura utilizado o DS18B20 da empresa DALLAS, não entrando em detalhes de como seriam os demais sensores e sua interligação com a placa microcontrolada. A placa microcontrolada comunica-se com um smartphone através da interface Bluetooth e este conecta-se com o servidor de rede na central médica através da rede de telefonia celular. O acesso às informações do servidor de rede é feito por navegadores na internet, assim os médicos podem facilmente acompanhar remotamente os sinais fisiológicos de seus pacientes (LIAO; WEN, 2010). A Figura 13 ilustra o diagrama em blocos do sistema proposto. Rashkovska et al. (2011) desenvolveram um sistema monitor de ECG composto por 3 eletrodos sem fio, formando uma rede com protocolo SimpliciTI da empresa Texas Instruments. Esta rede tem um gateway que é conectado a um módulo Bluetooth, possibilitando a conexão com um smartphone, no caso um HTC HD2 com Windows Mobile 6.5. Estava previsto como meta o desenvolvimento do programa para o smartphone que mostraria os sinais recebidos graficamente. Estava previsto também a implementação da transferência das informações via internet para o médico pessoal (RASHKOVSKA et al., 2011). A Figura 14 ilustra o sistema proposto.

37 36 Figura 13: Diagrama em blocos proposto por Liao e Wen (2010) Fonte: Adaptado de Liao e Wen (2010) Figura 14: Sistema proposto por Rashkovska et al. (2011) Fonte: Adaptado de Rashkovska et al. (2011) Gakare et al. (2012) propuseram um monitor remoto de ECG em tempo real utilizando smartphone com plataforma Android e um ECG ambulatorial portátil. Utilizaram uma rede Bluetooth para comunicar o equipamento de ECG com o smartphone e a rede General Packet Radio Services (GPRS), 3G ou Wi-Fi para comunicação com um servidor de dados. Porém o foco deste estudo não estava

38 37 no desenvolvimento do equipamento de monitoramento em si, mas no algoritmo de detecção do complexo QRS. Utilizaram um algoritmo de Pan Tompkins modificado e compararam com o original. O de Pan Tompkins mostrou ainda ser mais eficiente que o modificado, mas o algoritmo proposto mostrou ser muito eficaz em aquisição de sinais ruidosos de ECG (GAKARE et al., 2012). A Figura 15 ilustra a arquitetura do sistema proposto. Figura 15: Sistema proposto por Gakare et al. (2012) Fonte: Adaptado de Gakare et al. (2012) Tejero-Calado et al. (2005) desenvolveram e implementaram um monitor de ECG com tamanho reduzido e com multi canais baseados em Bluetooth, que permite o monitoramento sem fio de pacientes e a inserção das informações na rede Transmission Control Protocol/Internet Protocol (TCP/IP) do hospital. A Figura 16 ilustra o diagrama em blocos do protótipo desenvolvido pelos autores. Foi dividido em bloco de aquisição e condicionamento do sinal biomédico, bloco de processamento digital e bloco de comunicação Bluetooth. Através de um equipamento Access Point (AP) com capacidade para converter de Bluetooth para TCP/IP, implementaram a integração dos dados de ECG com a rede de dados, possibilitando o armazenamento e distribuição das informações de monitoramento em qualquer lugar que fosse requisitado, de acordo com as politicas de segurança e confidencialidade configuradas. Testes foram realizados com diferentes indivíduos e em diferentes condições: descansando, andando, trabalhando... sendo os resultados satisfatórios em todos os casos (TEJERO-CALADO et al., 2005). Tello et al. (2012) apresentaram um sistema de monitoramento remoto de

39 38 Figura 16: Diagrama em Blocos de ECG proposto por Tejero-Calado et al. (2005) Fonte: Adaptado de Tejero-Calado et al. (2005) sinais de ECG e temperatura. O sistema consiste de um hardware (Arduino Uno) para aquisição dos sinais, um módulo Bluetooth para transmissão e um módulo para mostrar os dados (PC ou dispositivo móvel). As informações são também enviadas via GPRS ou Wi-Fi para um servidor de dados clínicos, os quais podem ser acessados por aplicações na internet. A Figura 17 ilustra o funcionamento do sistema proposto pelos autores. Foi implementada a aquisição de 3 derivações, seguido dos estágios de filtragem (0,05-150Hz) e amplificação do sinal. O amplificador de instrumentação utilizado é o INA128P e sensor de temperatura o LM35. Verificada a performance do protótipo realizando monitoramento de ECG e temperatura de 13 voluntários acompanhado por um médico, que atestou os resultados obtidos em termos de interpretação e capacidade de visualização remota (TELLO et al., 2012). Lerdwuttiaugoon e Naiyanetr (2014) desenvolveram um sistema de monitoramento de ECG de baixo custo para 1 derivação que transmite a informação a um servidor de dados via rede de celular. Para amplificar o sinal de ECG, foi utilizado o amplificador de instrumentação INA118 da Texas Instruments e foi escolhido o microcontrolador ATmega328P que já tem incluso o ADC de 10 bits para a conversão do sinal de ECG para digital. Foi utilizado a placa do Arduino Nano para simplificar a construção do protótipo. Utilizaram o módulo Bluetooth BC417 para envio dos dados do microcontrolador para o celular Android. No aplicativo Android os dados são passados por filtro Finite Impulse Response (FIR) e salvos no cartão SD do celular e enviados via File Transfer Protocol (FTP) a um servidor de dados. Para acessar as informações salvas no servidor de dados, foi criado um servidor web e o sinal de ECG foi mostrado em forma de gráfico. Executaram os testes com um simulador de ECG

40 39 Figura 17: Componentes do sistema proposto por Tello et al. (2012) Fonte: Adaptado de Tello et al. (2012) variando de 40 a 180 bpm (LERDWUTTIAUGOON; NAIYANETR, 2014). A Figura 18 ilustra o diagrama em blocos do sistema proposto por Lerdwuttiaugoon e Naiyanetr (2014). Figura 18: Diagrama em blocos proposto por Lerdwuttiaugoon e Naiyanetr (2014) Fonte: Adaptado de Lerdwuttiaugoon e Naiyanetr (2014)

41 40 Lucena et al. (2015) descreveram o desenvolvimento e teste do circuito e aplicativo Android para celulares com Bluetooth para receber o sinal de ECG de um usuário e mostrar na tela em tempo real. Para o condicionamento do sinal de ECG, um amplificador de instrumentação INA101 da Texas Instruments foi utilizado. Antes de ser convertido para digital, o sinal de ECG passa por filtros analógicos implementados com o amplificador operacional LM324. Foi implementado para 1 derivação, porém citam que qualquer outra derivação do ECG clássico de 12 derivações pode ser usada. Utilizaram o microcontrolador PIC18F45k20 da Microchip que inclui um ADC de 10 bits, porém convertem os dados amostrados para 8 bits, simplesmente descartando os dois bits menos significativos, antes de transmitir. Para transmitir os dados ao celular foi utilizado um módulo Bluetooth (Linvor JY-MCU) e serializados a 9600 bps. O aplicativo Android desenvolvido é dedicado a receber as amostras do sinal de ECG através do Bluetooth e processá-las para mostrar graficamente o ECG na tela do celular (LUCENA et al., 2015). A Figura 19 ilustra o diagrama em blocos do sistema proposto por Lucena et al. (2015). Figura 19: Diagrama em blocos do sistema proposto por Lucena et al. (2015) Fonte: Adaptado de Lucena et al. (2015)

42 41 3 METODOLOGIA Para o desenvolvimento foram executadas algumas etapas descritas a seguir. 3.1 LEVANTAMENTO DE REQUISITOS Requisitos são as capacidades e condições às quais o sistema ou projeto deve atender (LARMAN, 2007). Os requisitos funcionais abordam o que o sistema deve fazer e os requisitos não funcionais declaram características de qualidade que o sistema deve possuir e que estão relacionados às suas funcionalidades. Segue a descrição dos requisitos funcionais, não funcionais e as restrições do trabalho proposto REQUISITOS FUNCIONAIS Fazer a aquisição das derivações necessárias para o ECG; Fazer a aquisição da temperatura corporal; Fazer a comunicação com o smartphone via Bluetooth; REQUISITOS NÃO FUNCIONAIS A interface deve ser simples e intuitiva com uso de toques de tela (touch screen); O aplicativo deve funcionar em smartphones com sistemas operacional Android a partir da versão 2.3 Gingerbread;

43 RESTRIÇÕES O dispositivo móvel deve ter interface Bluetooth; O dispositivo móvel deve ter acesso à rede Wi-Fi ou à rede 3G; O protótipo e o dispositivo móvel devem estar dentro do alcance do Bluetooth; O dispositivo móvel deve ter capacidade de armazenamento disponível; 3.2 TESTES COM O KIT ADS1298RECG-FE ECG FRONT-END O Kit da Texas Instruments ADS1298RECG-FE - ECG Front-End Performance Demonstration Kit é uma placa eletrônica de avaliação escolhida para os testes porque fornece uma maneira fácil e barata de iniciar desenvolvimentos de aplicações com o conversor analógico para digital ADS1298R com 8 canais de 24 bits e baixo consumo, além de ter sido desenvolvido especialmente para o monitoramento de eletrocardiograma (ECG), eletroencefalograma (EEG) e eletromiograma (EMG). Características do Hardware: Alimentação bipolar ou unipolar configurável; Clock interno ou externo configurável; Acoplamento AC ou DC das entradas configuráveis; Até 12 sinais de ECG configuráveis (DI, DII, DIII, avr, avl, avf e V1 a V6); Dreno da Perna Direita (RLD); Amplificador de proteção externo; Terminal Central de Wilson (WCT) externo; Fácil conectividade com simuladores de ECG; Circuito para avaliação da respiração por impedância pneumográfica.

44 43 Características do Programa: Projetado para mostrar 12 sinais de ECG; Ferramenta de análise, incluindo osciloscópio, histograma, FFT e ECG; Impressão do arquivo para processar dados do ECG; Configuração do conjunto de registradores via interface gráfica do usuário (GUI). A Figura 20 mostra a foto do kit ADS1298R. Figura 20: Kit de Demonstração ADS1298R Fonte: Texas (2012) Para a realização dos testes funcionais do ECG, foi montado um cabo de acordo com as especificações e cores padronizados e foi utilizado um simulador de ECG da Bio-Tek modelo ECGplus conforme mostrado na Figura 21 e no diagrama em blocos da Figura 22. O Kit ADS1298RECG-FE é acompanhado por um programa software de avaliação para os testes com a placa.

45 44 Figura 21: Testes de simulação do sinal de ECG Figura 22: Diagrama em blocos do teste de simulação do sinal de ECG 3.3 DEFINIÇÃO DO CONVERSOR ANALÓGICO/DIGITAL PARA O ECG O desafio aos projetistas no desenvolvimento de sistemas de monitoramento de sinais fisiológicos são as medidas de sinais elétricos muito pequenos na presença de tensões de modo comum e ruídos. É essencial utilizar amplificadores Front-end de alta performance para complementar o processamento digital do sinal (TEXAS, 2013b). O potencial de ação criado na contração do coração propaga correntes elétricas do coração para o corpo e isto cria diferentes potenciais em diferentes pontos

46 45 do corpo, os quais podem ser captados pelos eletrodos na superfície da pele. Estes potenciais elétricos são em AC com banda de 0,05Hz a 100Hz, algumas vezes até 1kHz. A tensão é em torno de 1mV pico-a-pico na presença de grandes ruídos externos de alta frequência mais interferência de 50/60Hz e tensões de modo comum (TEXAS, 2013b). Em função das características necessárias para as medidas dos sinais fisiológicos de ECG e dos testes realizados com o Kit ADS1298RECG-FE, foi definido utilizar o ADC multicanal de amostragem simultânea, 24 bits sigma-delta ADS1298 da Texas Instruments que tem as seguintes características: Específico para ECG, EEG e EMG; 8 canais de baixo ruído; Baixa potência: 0,75mW/canal; Taxa de Amostragem (Data rate): 250 a 32 ksps; Common Mode Rejection Ratio (CMRR): -115dB; Amplificador de Ganho Programável (PGA): 1, 2, 3, 4, 6 (padrão), 8 ou 12; Built in: Amplificador RLD, lead-off, WCT, Detecção de passo e sinais de teste; Interface: SPI; Encapsulamento: TQFP64. A Figura 23 mostra o diagrama em blocos do ADS1298. O ADS1298 tem um multiplexador de entrada flexível por canal que pode ser independentemente conectado aos sinais gerados internamente para testes, medida de temperatura e detecção de desconexão dos eletrodos (lead-off ). Além disso qualquer configuração de canais de entrada pode ser selecionada para sinal de saída do Right Leg Drive (RLD). Como pode operar a altas taxas de amostragem (32 ksps), permite a implementação por software de detecção de passo. O amplificador integrado gera o Terminal Central de Wilson (WCT) e o Terminal Central de Goldberger (GCT) (TEXAS, 2014a).

47 46 Figura 23: Diagrama em blocos do ADS1298 Fonte: Texas (2014a) Detalhes do funcionamento do ADS1298, encontram-se no APÊNDICE A.

48 TESTES COM O KIT EZ430-RF256X E COM O MÓDULO HC05 Foram realizados testes funcionais de comunicação Bluetooth com dois tipos de módulos. O primeiro módulo PAN1323, utilizando o Kit ez430-rf256x da Texas Instruments e o segundo módulo HC05, utilizando o Kit MSP-EXP430F5529LP LaunchPad. Testes do Módulo PAN1323 Foi utilizado o Kit ez430-rf256x que é uma ferramenta completa de avalização da TI Bluetooth CC256x - PAN1323 para o microcontrolador MSP430. O teste foi realizado fazendo o pareamento dos dispositivos USB e remoto. Utilizando o programa Windows fornecido pela Texas Instruments em um computador, pode-se comprovar o funcionamento do módulo. A Figura 24 mostra os dispositivos remoto e USB conectado a um notebook e a Figura 25 ilustra o diagrama em blocos do teste. Figura 24: Kit Bluetooth ez430-rf256x pareado Figura 25: Diagrama em blocos do teste Kit Bluetooth ez430-rf256x

49 48 Testes do Módulo HC05 Como existia a possibilidade de se ter dificuldades na montagem do módulo Bluetooth PAN1323 por ser um módulo com montagem tipo BGA, foi previsto, também, a utilização do módulo Bluetooth HC05, muito utilizado em projetos eletrônicos devido ao baixo custo e às facilidades de interface com microcontroladores através da interface UART. Foram realizados testes utilizando um smartphone Sansung Galaxy S3 com um aplicativo de terminal gratuito, o BlueTerm (PYMASDE, 2016), o módulo HC05 e o Kit de avaliação MSP-EXP430F5529LP LaunchPad com um firmware desenvolvido especialmente para o teste. O sistema funcionou, transferindo dados a bps sem problemas. O diagrama em blocos do teste do módulo HC05 é ilustrado na Figura 26. Figura 26: Diagrama em blocos do teste do módulo HC DEFINIÇÃO DO MÓDULO PARA COMUNICAÇÃO BLUETOOTH O Bluetooth é uma tecnologia que possibilita que dispositivos eletrônicos se interliguem de maneira rápida, descomplicada e sem fio, bastando que estejam próximos um do outro. É encontrado em bilhões de dispositivos móveis como celulares, tablets, computadores e dispositivos de entretenimento (BLUETOOTHSIG, 2014). O Bluetooth pode ser usado para transferir dados ou áudio, usa a frequência de rádio aberta e aceita globalmente de 2,4 GHz, podendo atingir alcance de 10 a 100m (BLUETOOTHSIG, 2014). Por segurança, foram realizados testes e prevista a possibilidade do uso e montagem no protótipo de dois tipos de módulos Bluetooth: o PAN1323 ou o HC05. Devido à dificuldade de montagem do módulo PAN1323 no protótipo, pois o encapsulamento do mesmo é tipo BGA, optou-se por utilizar o módulo HC05.

50 49 O módulo HC05 é produzido por diversos fabricantes e tem as seguintes principais características (XIN et al., 2011): Wireless transceiver - Sensibilidade -80 dbm; Potência de saída: -4 a +6 dbm; Baud Rate máximo recomendado: bps; Antena integrada de 2,4GHz; Tensão de alimentação: 3,1 a 4,2 V; HCI: "Host Controller Interface" via UART; Baixo consumo; Baixo custo. A Figura 27 ilustra o módulo HC05. Figura 27: Módulo Bluetooth HC05

51 DEFINIÇÃO DO MICROCONTROLADOR O microcontrolador MSP430BT5190 foi desenvolvido pela Texas Instruments especialmente para ser usado com o circuito integrado para Bluetooth CC2560 em conjunto com a Stack Mindtree s Ethermind Bluetooth e Serial Port Profile (SSP). Como uma das possibilidades de módulo Bluetooth é o módulo PAN1323 que tem como componente principal o CC2560, foi definido utilizar o microcontrolador MSP430BT5190, sendo que também apresenta interface UART para o módulo HC05, SPI para o ADS1298, I2C para acelerômetros e ADC de 12 bits para o sensor de temperatura analógico. As características do MSP430BT5190 são: Projetado para ser usado com o Circuito Integrado (CI) Bluetooth CC2560 da TI; Comercialmente licenciado para usar a Stack Bluetooth MindTree; Ultra baixo consumo; 16 bits RISC até 25 MHz; 256 kb de memória Flash; 16 kb de memória SRAM; 8 Universal Serial Communication Interfaces (USCI) - para UART, SPI, I2C; ADC de 12 bits com 14 canais externos; Encapsulamento disponível PZ - PQFP 100. A Figura 28 mostra o diagrama em blocos do MSP430BT DEFINIÇÃO DO SENSOR DE TEMPERATURA A temperatura do corpo é um dos mais antigos indicadores conhecidos do bem estar de uma pessoa. Dois tipos de temperatura podem ser obtidos do corpo humano: medidas sistêmicas (interna) e da superfície da pele (CROMWELL et al., 1980). Apesar da medida da temperatura na superfície da pele poder alterar vários graus de um ponto para outro, além de sofrer mais influência da temperatura ambiente

52 51 Figura 28: Diagrama em Blocos do MSP430BT5190 Fonte: Texas (2015a) e entre outros fatores (CROMWELL et al., 1980), nesse trabalho, por ser menos invasivo, foi realizada a medida na superfície da pele. Existem diversos tipos de sensores de temperatura comumente usados em aplicações médicas: termistores, termopares, junções PN (CARR, 1991) e circuitos integrados. Entre os circuitos integrados para medida de temperatura existem os analógicos e os digitais com interface I2C ou SPI. Foi definido utilizar o analógico LM35 da Texas Instruments por ser um dos mais populares do mercado, calibrado em graus Celsius, exatidão de 0,5 C, precisão de 0,25 C na temperatura ambiente, faixa de -55 a C, linear em quase toda a faixa, resolução de 10mV/ C de fator de escala (TEXAS, 2016b), além de que o microcontrolador tem ADC de 12 bits para fácil leitura do sensor. A Figura 29 mostra o esquema do sensor de temperatura LM35. Foi utilizado o sensor de temperatura LM35 com encapsulamento TO-92 soldado com fios e envolto num espaguete termo-retrátil para ser fixado diretamente na pele. A Figura 30 ilustra como ficou o sensor de temperatura.

53 52 Figura 29: Sensor de Temperatura LM35 Fonte: Texas (2016b) Figura 30: Sensor de Temperatura LM35 encapsulado 3.8 DIAGRAMA EM BLOCOS DO HARDWARE DESENVOLVIDO A Figura 31 ilustra o diagrama em blocos do sistemas de monitoramento dos sinais de ECG e temperatura, onde ECG_BLUE é o nome da placa do protótipo desenvolvida CIRCUITOS DE PROTEÇÃO Os sinais provenientes dos eletrodos para o ECG, antes de chegar ao frontend, passam por um circuito de proteção contra descargas eletrostáticas, composto por resistores e diodos de proteção.

54 53 Figura 31: Diagrama em Blocos do protótipo ECG_BLUE desenvolvido FRONT-END Composto pelo ADS1298 que é um componente Texas Instruments da família de conversores analógico/digital (ADC) de baixo consumo, com referência de tensão e oscilador interno, 8 canais de amostragem simultânea, 24 bits delta-sigma com amplificadores de ganho programável (PGA) integrado com 7 níveis (1, 2, 3, 4, 6, 8 e 12). No desenvolvimento do protótipo foi utilizado o ganho padrão 6. Desenvolvido para ser utilizado em medidas de biopotenciais, o componente incorpora todas as, características comumente requeridas em aplicações médicas de ECG, EEG e EMG. O ADS1298 tem entradas com multiplex flexível onde cada canal pode ser independentemente conectado ao gerador interno de sinais de teste, temperatura e detecção de desconexão do eletrodo (lead-off ) MÓDULO BLUETOOTH Para comunicação com o dispositivo móvel e para evitar possíveis problemas de Rádio Frequência (RF) no layout da placa e na antena, optou-se em utilizar um módulo Bluetooth. Por precaução a placa foi desenvolvida para receber duas opções de módulo Bluetooth, o módulo PAN1323 da Panasonic (PANASONIC, 2016) que

55 54 tem como componente principal o circuito integrado CC2560 da Texas Instruments ou o módulo Bluetooth HC05, sendo este último o utilizado no desenvolvimento do protótipo MICROCONTROLADOR Utilizado o MSP430BT5190 da Texas Instruments (TEXAS, 2015a), desenvolvido para ser usado com o circuito integrado Bluetooth CC2560 em conjunto com o Stack Mindtree Ethermind Bluetooth e Serial Port Profile (SSP), além de conter interface SPI para o ADS1298, interface UART para o HC05 e ADC de 12 bits para o sensor de temperatura CIRCUITOS DE CONVERSÃO DE TENSÃO No caso de se utilizar o módulo Bluetooth PAN1323, como ele é alimentado em 1,8V e como o microcontrolador é alimentado em 3,0 V foi previsto o uso de transceptores com conversores de tensão compostos pelo CI SN74AVC2T SENSOR DE TEMPERATURA Foi definido utilizar o sensor de temperatura analógico LM35 (TEXAS, 2016b) por ser um dos mais simples e populares de mercado, calibrado em graus Celsius, na faixa de -55 a +150 o C com exatidão de 0,5 o C e linear em quase toda a faixa. Como o microcontrolador MSP430BT5190 utilizado apresenta um conversor analógico/digital de 12 bits é possível utilizar outros sensores de temperatura analógicos com exatidão maior para realizar o monitoramento da temperatura corporal FONTES REGULADORAS Para regular a tensão proveniente da bateria de 4,8 V e gerar as diversas tensões necessárias para alimentar os circuitos (1,8 V, ±2,5 V e 3,0 V), foram utilizados um gerador de tensão negativa TPS60403 (TEXAS, 2015b) e os reguladores de tensão TPS72718 (TEXAS, 2014b), TPS73201 e TPS73230 (TEXAS, 2015c) todos da Texas Instruments.

56 DESENVOLVIMENTO DO HARDWARE Realizado os testes iniciais e definidos os módulos e componentes do projeto, segue a descrição do desenvolvimento do Hardware DESENVOLVIMENTO DO ESQUEMAS ELÉTRICOS DA PLACA DO ECG_BLUE O esquema elétrico da placa do ECG_BLUE foi desenvolvido utilizando o open source software Eeschema do pacote KiCad EDA suite. O esquema elétrico foi dividido em três partes, o esquema elétrico do Microcontrolador MSP430BT5190, o esquema elétrico do ADC ADS1298R e o esquema elétrico das fontes reguladores. Os esquemas elétricos se encontram no APÊNDICE B DESENVOLVIMENTO DA PLACA DE CIRCUITO IMPRESSO DO ECG_BLUE A placa de circuito impresso (PCI) do protótipo ECG_BLUE foi desenvolvido utilizando o open source software PcbNew do pacote KiCad EDA suite (CHARRAS et al., 2016). A placa foi projetada para ser acomodada fisicamente numa caixa padrão Patola PB110 para montagem do protótipo, ficando com 110 x 69 x 1,6 mm (comprimento x largura x espessura) em dupla face. Detalhes da serigrafia de componentes, o lado superior e o lado inferior da PCI do protótipo ECG_BLUE pode ser vista no APÊNDICE B.

57 DESENVOLVIMENTO DO FIRMWARE Para o desenvolvimento do firmware foi utilizado a IDE Code Composer Studio V6 for MSP MCU e a ferramenta USB de gravação e depuração MSP-FET430UIF ambos da Texas Instruments IDE CODE COMPOSER STUDIO (CCS) O CCS compreende um conjunto de ferramentas usadas para desenvolver e depurar programas de aplicações embarcadas. Ele inclui um otimizado compilador C/C++, editor de código fonte, ambiente de construção de projetos, depurador, compilador e muitos outros recursos. O CCS é baseado na IDE Eclipse com recursos para desenvolvedores de sistemas embarcados (TEXAS, 2016a). O desenvolvimento foi feito em linguagem C e a Figura 32 ilustra o ambiente de desenvolvimento da IDE CCS. Figura 32: Ambiente de Desenvolvimento da IDE CCS

58 FERRAMENTA DE GRAVAÇÃO E DEPURAÇÃO MSP-FET430UIF O MSP-FET é uma ferramenta de desenvolvimento, também conhecida como debug probe. O MSP-FET proporciona o caminho para depuração e comunicação entre o computador e o microcontrolador MSP. Carrega os programas (firmwares) desenvolvidos para o MSP alvo usando o Bootstrap Loader (BSL) via protocolos de comunicação UART e I2C. A interface USB liga o MSP-FET ao computador, enquanto que o conector de 14 pinos fornece acesso a porta de depuração MSP, que consiste de uma interface padrão JTAG ou Spy-Bi-Wire (2 fios JTAG) (TEXAS, 2013a). A Figura 33 ilustra o MSP-FET430UIF utilizado e a Figura 34 ilustra o MSP-FET430UIF sendo utilizado no desenvolvimento e testes da placa ECG_BLUE com o simulador de ECG da BioTek. Figura 33: Programador e depurador MSP-FET430UIF A Figura 35 ilustra o diagrama em blocos do sistema de desenvolvimento e testes da placa ECG_BLUE PROTOCOLO DE COMUNICAÇÃO ECG_BLUE X ANDROID ECGBLUE VIA BLUETOOTH Foi definido um protocolo próprio e simples para gerenciar a comunicação entre o protótipo ECG_BLUE e o dispositivo móvel rodando o aplicativo desenvolvido ECGBlue. A taxa de comunicação programada foi a máxima recomendada para o módulo HC05, ou seja, de bps, 8 bits, 1 stop bit e sem paridade.

59 58 Figura 34: MSP-FET430UIF com placa ECG_BLUE e simulador de ECG Figura 35: Diagrama em blocos do sistema de desenvolvimento e testes da placa ECG_BLUE

60 59 Estrutura do bloco de comunicação A estrutura do bloco de comunicação é: Sincronismo, Comando, Chksum. Onde Sincronismo = AAh 55h e Chksum = soma de todos os bytes recebidos, inclusive o sincronismo e o Chksum deve ser 0. A Tabela 2 mostra a descrição dos comandos do protocolo desenvolvido. Tabela 2: Descrição dos Comandos do Protocolo Descrição Android ECG_BLUE Comando Protocolo (Hex) Iniciar Monitoramento ECG TX RX 00 AA Resposta ao comando 00 RX TX 00 AA Envia dados de RX TX 02 AA FF TH TL Monitoramento ECG SH SM SL dados Onde: TH e TL = Temperatura High e Low. SH, SM e SL = Status High, Medium and Low. dados = sequência de 3 x 8 bytes correspondente aos 8 canais do ADC DESENVOLVIMENTO ANDROID A PLATAFORMA ANDROID O Android consiste numa plataforma de desenvolvimento para aplicativos móveis, baseada numa versão modificada do sistema operacional Linux, com diversas aplicações já instaladas e um ambiente de desenvolvimento poderoso. Pode ser considerado como um sistema operacional para dispositivos móveis de caráter open source que foi originalmente desenvolvido por uma empresa fundada em 2003 chamada Android Inc. Em 2005 o Google como parte de sua estratégia para entrar no mercado de dispositivos móveis, comprou a Android Inc, assumindo o desenvolvimento da plataforma (LEE, 2011). Atualmente não é apenas o Google que mantem o Android e sim um grupo formado por empresas líderes do mercado de telefonia como a Motorola, LG, Samsung, Sony Ericsson e muitas outras. Esse grupo, chamado de Open Handset Alliance (OHA) foi criado com a intenção de

61 60 padronizar uma plataforma de código aberto e livre para celulares, visando atender as expectativas e tendências do mercado (LECHETA, 2010). O Android foi concebido para ser uma plataforma verdadeiramente livre. Por exemplo, uma aplicação pode invocar qualquer uma das principais funcionalidades do telefone, como fazer chamadas, enviar mensagens de texto, usar o Global Positioning System (GPS) ou usar a câmera, permitindo aos desenvolvedores criar experiências mais ricas para os usuários (OHA, 2007). O Android, sendo de código aberto, permite que desenvolvedores do mundo inteiro possam contribuir, adicionando novas funcionalidades ou corrigindo falhas (LECHETA, 2010) SISTEMA OPERACIONAL LINUX O sistema operacional Android foi baseado no kernel 2.6 do Linux, sendo responsável por gerenciar a memória, os processos, threads e a segurança dos arquivos e pastas, além de redes e drivers (LECHETA, 2010). O sistema operacional permite que vários aplicativos possam ser executados simultaneamente, gerenciando e otimizando a utilização da memória. A vantagem de se basear no Linux, além de ser de código livre, é a segurança e robustez que o sistema já apresenta ao longo dos anos de desenvolvimento MÁQUINA VITUAL DALVIK O desenvolvimento de aplicações Android é feito na linguagem Java. O Java é uma linguagem de programação desenvolvida para ser portável, isto é, que programas escritos em Java poderiam ser executados através de uma máquina virtual JVM em computadores diferentes, não importando o sistema operacional (DEITEL; DEITEL, 2005). Porém devido aos recursos de hardware reduzidos dos dispositivos móveis, houve a necessidade de adaptar a JVM. O Android utiliza uma máquina virtual específica e otimizada para dispositivos móveis, chamada Dalvik. Depois que o código fonte Java é compilado, ele é convertido para o formato.dex (Dalvik Executable). Todos os arquivos fonte do sistema são compilados (.dex) e compactados junto com outros arquivos de recursos como imagens, formando um único arquivo com extensão.apk (Android Pakage File) que representa a aplicação final, pronta para ser distribuída e instalada (LECHETA, 2010).

62 AMBIENTE DE DESENVOLVIMENTO Os principais ambientes de desenvolvimentos são o Eclipse, Netbeans, Android Studio da IntelliJ IDEA sendo, este último, considerado a Integrated Development Environment (IDE) oficial de desenvolvimento pelo Google a partir de O Google disponibiliza gratuitamente o Android SDK (Software Development Kit) que contém toda biblioteca de Application Programming Interface (API) e as ferramentas necessárias para compilar, testar e emular aplicativos para Android. Atualmente, no site para desenvolvedores em Android, existe para download um pacote de programas chamado Android Studio Bundle que contém todos os programas necessários para o desenvolvimento, ou seja, além do Android SDK a IDE Android Studio com o plugin Android Development Tools (ADT), além de outros programas auxiliares (GOOGLE, 2016), sendo este, o ambiente de desenvolvimento adotado neste trabalho MODELO DE CASO DE USO DO APLICATIVO ECGBLUE O modelo de caso de uso ilustra as funções pretendidas do sistema (casos de uso), suas vizinhanças (atores) e relacionamentos entre os casos de usos e atores (diagrama de casos de uso) (PIMENTEL, 2007). Para o diagrama de caso de uso foi utilizada a versão livre do programa para modelagem UML chamado Astah Community. Definição dos Atores Atores são entidades externas ao software. Eles representam algo ou alguém que deve interagir com o aplicativo. No aplicativo implementado, foram definidos os seguintes atores: Usuário - O paciente e/ou o profissional médico que pode interagir com o aplicativo para iniciar o monitoramento e análise dos sinais fisiológicos. ECG_BLUE - O equipamento desenvolvido que faz a captura do sinais fisiológicos e os envia para o aplicativo. Arquivos de Dados - Arquivos gerados a partir dos dados de monitoramento recebidos pelo equipamento ECG_BLUE.

63 62 Definição dos Casos de Uso Casos de uso representam as funcionalidades fornecidas pelo sistema, isto é, que capacidades serão providas para o ator pelo sistema (PIMENTEL, 2007). Para o aplicativo, foram definidos os seguintes casos de uso: Ligar Bluetooth - Caso o Bluetooth do dispositivo móvel não esteja ligado ao rodar o aplicativo, uma solicitação de ativação do Bluetooth do mesmo será mostrada. Conectar Bluetooth - Uma vez preparado o equipamento ECG_BLUE para fazer o monitoramento dos sinais, deve-se conectar o dispositivo móvel com o ECG_BLUE para a transferência dos dados. As etapas de pareamento entre os equipamentos também estão implementadas neste caso de uso. Iniciar Monitoramento - Uma vez conectado o Bluetooth do dispositivo móvel com o equipamento ECG_BLUE, pode-se iniciar o monitoramento efetivamente a partir deste caso de uso. Armazenar Dados - Os dados dos sinais fisiológicos são armazenados em arquivos. Mostrar Gráfico em 2 segundos - Quando monitorando, é possível ver o eletrocardiograma completo sendo atualizado de 2 em 2 segundos e a temperatura corporal atualizada de 1 em 1 minuto. Mostrar Gráfico Arquivos - Quando desconectado, é possível ver os primeiros 2 segundos do eletrocardiograma completo de cada arquivo de 1 minuto e a temperatura corporal de cada arquivo. Diagrama de Caso de Uso Diagrama de caso de uso é uma visão gráfica dos atores, casos de usos e seus relacionamentos identificados para um sistema. A Figura 36 apresenta o diagrama de casos de uso do aplicativo desenvolvido.

64 63 DiagramECGBlue.png Figura 36: Diagrama de Caso de Uso do Aplicativo PRINCIPAIS APIS E BIBLIOTECAS UTILIZADAS Para o desenvolvimento do aplicativo Android, foram utilizadas APIs e bibliotecas de terceiros, das quais, as principais, estão listadas aqui. Bluetooth A plataforma Android suporta a pilha de rede Bluetooth, que possibilita aos dispositivos móveis trocar dados com outros dispositivos Bluetooth. Utilizando a API Bluetooth, um aplicativo Android pode executar o seguinte (GOOGLE, 2014): Procurar por outros dispositivos Bluetooth; Listar dispositivos Bluetooth locais emparelhados; Estabelecer canais com protocolo RFCOMM;

65 64 Conectar-se a outros dispositivos por meio do serviço de descoberta; Transferir dados para e de outros dispositivos; Gerenciar múltiplas conexões. O princípio básico para realizar uma comunicação Bluetooth é utilizar a API Bluetooth do Android para executar as 4 principais tarefas: configurar o Bluetooth, encontrar dispositivos que estão emparelhados ou disponíveis na área local, conectar os dispositivos e transferir dados entre os dispositivos. Toda a API Bluetooth está disponível no pacote android.bluetooth. Segue a descrição das principais classes utilizadas no projeto (GOOGLE, 2014): BluetoothAdapter Representa o rádio Bluetooth local. É o ponto de entrada para todas as interações Bluetooth. Pode-se descobrir outros dispositivos, consultar uma lista de dispositivos emparelhados, instanciar um BluetoothDevice usando um endereço MAC conhecido e criar um BluetoothServerSocket para escutar as comunicações de outros dispositivos. BluetoothDevice Representa o dispositivo Bluetooth remoto. Usado para requerer uma conexão com um dispositivo remoto através de um BluetoothSocket ou consultar informações sobre o dispositivo como o seu nome, endereço, classe e estado da ligação. BluetoothSocket Representa a interface para um Bluetooth Socket (similar a um TCP Socket). Este é o ponto de conexão que permite a uma aplicação trocar dados com um outro dispositivo Bluetooth via InputStream e OutputStream. BluetoothServerSocket Representa um server socket aberto que atende a pedidos de entrada (similar a um TCP ServerSocket). Para conectar dois dispositivos Android, um dispositivo deve abrir um server socket com esta classe. Quando um dispositivo Bluetooth remoto faz um pedido de conexão à este dispositivo, o BluetoothServerSocket retornará um BluetoothSocket quando a conexão é aceita.

66 65 Gráficos utilizando biblioteca GraphView para Android Existem várias bibliotecas disponíveis para trabalhar com gráficos em Android. Em uma rápida pesquisa realizada na web, pode-se listar AChartEngine (ACHARTENGINE.ORG, 2015), Infragistics (INFRAGISTICS, 2015), RChart (RCHART, 2015), GraphView (GEHRING, 2015) e outras. Optou-se utilizar a biblioteca GraphView (GEHRING, 2015) pois além de ser uma biblioteca open source, apresenta gráficos de visual agradável, fácil de entender e possui vários exemplos de utilização que auxiliam na integração da biblioteca com o sistema. As principais características da biblioteca GraphView são (GEHRING, 2015): Permite diferentes tipos de gráficos (linha, barra e pontos); Múltiplos gráficos simultaneamente; Gráficos em tempo real; Legendas; Valores customizáveis nos eixos x e y; Viewport - Definição da janela de dados que será mostrada; Scrolling/Zooming.

67 66 4 RESULTADOS Neste capítulo estão relacionados a apresentação do protótipo, a descrição de funcionamento do protótipo e do aplicativo Android e os resultados obtidos. 4.1 APRESENTAÇÃO DO PROTÓTIPO A Figura 37 mostra a placa de circuito impresso montada e com o módulo Bluetooth HC05 utilizado nos testes do protótipo. Figura 37: Placa ECG_BLUE montada com módulo Bluetooth HC05 A Figura 38 mostra o protótipo montado na caixa visto por cima e no lado dos conectores.

68 67 Figura 38: Caixa Protótipo. (a) Visto por cima. (b) Lado dos conectores SINAIS DE COMUNICAÇÃO DO ADS1298R COM O MICROCONTROLADOR O pino Data Ready (/DRDY) do ADS1298R quando vai para o nível baixo indica que novos dados de conversão estão prontos para serem lidos. Como foi programado para conversão contínua a 250 Samples Per Second (SPS), o ADS1298R envia 27 bytes, dos quais, 3 bytes são de status, mais 8 canais vezes 3 bytes a cada 4ms. As figuras 39 e 40 a seguir foram obtidas com um osciloscópio Tektronix TDS2002C. A Figura 39 mostra os dados sendo transmitidos entre dois sinais de /DRDY. A Figura 40 ilustra o tempo entre a transmissão de um byte para outro, que é de 100us.

69 68 Figura 39: Tempo entre conversões do ADS1298R - 4ms - c1 = DRDY e c2 = dados Figura 40: Tempo entre tx de bytes do ADS1298R - 100us - c1 = DRDY e c2 = dados

70 FUNCIONAMENTO DO PROTÓTIPO ECG_BLUE A Figura 41 ilustra o painel do protótipo ECG_BLUE com a descrição dos conectores e LEDs. Figura 41: Descrição dos conectores e LEDs do ECG_BLUE Ao alimentar o protótipo ECG_BLUE com o conjunto de 4 baterias recarregáveis de 1,2V, totalizando 4,8V, o LED amarelo de Reset pisca por aproximadamente 300ms indicando que inicializou os componentes e o LED vermelho começa a piscar numa frequência de 2,5Hz indicando que o protótipo está ligado, porém o Bluetooth está desconectado. A solicitação de conexão é feita pelo aplicativo Android ECGBlue, que ao conectar o Bluetooth do dispositivo móvel com o do protótipo ECG_BLUE o LED vermelho se apaga, indicando que o Bluetooth está conectado. Certificado que está tudo certo com os eletrodos do sinal de ECG e com o sensor de temperatura, inicia-se o monitoramento dos sinais fisiológicos pelo aplicativo Android. O LED verde pisca indicando que os dados estão sendo transmitidos do protótipo ECG_BLUE para o dispositivo móvel e, pelo aplicativo, pode-se acompanhar os gráficos das derivações do ECG sendo atualizado de 2 em 2 segundos.

71 FUNCIONAMENTO E TELAS DO APLICATIVO ANDROID O aplicativo foi instalado no dispositivo móvel Tablet Samsumg Galaxy Note 10.1 e as entradas dos eletrodos do protótipo ECG_BLUE foram ligados ao simulador de ECG da Bio-Tek. Uma das primeiras telas ao rodar o aplicativo é o pedido de permissão para ativar o Bluetooth caso o mesmo não esteja ligado, pois o aplicativo necessita que a comunicação Bluetooth esteja sempre ligada para comunicação com o protótipo ECG_BLUE. A Figura 42 ilustra a tela de solicitação de permissão. Figura 42: Tela de permissão para ativar o Bluetooth Uma vez ativado o Bluetooth do dispositivo móvel, a Figura 43 ilustra a tela quando o dispositivo móvel ainda não está conectado ao equipamento ECG_BLUE. Isto pode ser visto na área de Status da barra de menu do aplicativo como Não conectado. A mensagem Instalar os eletrodos no paciente e fazer a conexão Bluetooth clicando B)) e pareando com ECG_BLUE também é mostrada na tela do programa.

72 71 Figura 43: Tela de não conectado com o protótipo ECG_BLUE Com o protótipo ECG_BLUE devidamente ligado, clicando no ícone B)), a tela da Figura 44 é mostrada para seleção do dispositivo Bluetooth a ser conectado com o dispositivo móvel. Caso o nome do módulo Bluetooth, HC05, não apareça na lista, pode-se teclar em Procurar por dispositivos que o mesmo deve aparecer na lista para o devido pareamento e conexão. Ao clicar no dispositivo ECG_BLUE (HC05) listado, o dispositivo móvel tentará conexão com o protótipo ECG_BLUE, conforme mostrado na Figura 45. Ao se conectar com o ECG_BLUE (HC05), a tela mostrada na Figura 46 indica que o dispositivo móvel está conectado via Bluetooth ao protótipo ECG_BLUE esperando que se inicie efetivamente o monitoramento dos sinais fisiológicos. Clicando-se em Iniciar, o dispositivo móvel envia um comando para o protótipo ECG_BLUE iniciar a captura dos sinais fisiológicos. O LED verde do ECG_BLUE pisca indicando que o monitoramento se iniciou e a tela mostrada pela Figura 47 no dispositivo móvel indica que os dados estão sendo recebidos. Um arquivo de dados é gravado no dispositivo móvel a cada minuto.

73 72 Figura 44: Tela Selecione um dispositivo para conectar Figura 45: Tela Conectando

74 73 Figura 46: Tela Conectado Figura 47: Tela monitorando

75 74 Para visualizar os sinais em forma de gráfico atualizando de 2 em 2 segundos, deve-se clicar no ícone dos 3 pontos no canto superior direito, conforme a Figura 48. Figura 48: Tela mostrar gráfico de 2 em 2 segundos A Figura 49 ilustra o gráfico atualizado de 2 em 2 segundos, das derivações periféricas (DI, DII e DIII) e aumentadas (avr, avl e avf) do sinal de ECG. Na escala vertical cada divisão representa 0,7mV e na escala horizontal cada divisão representa 40ms. Na barra de menu pode-se selecionar o tipo de gráfico que se deseja visualizar, podendo-se escolher entre periféricas, precordiais e temperatura. A Figura 50 mostra o gráfico das derivações precordiais (V1, V2, V3, V4, V5 e V6), que apresenta a mesma escala das derivações periféricas. A Figura 51 ilustra o gráfico da temperatura atualizado de 1 em 1 minuto. No momento da captura, a temperatura medida é a do ambiente. Na escala vertical cada divisão representa 2 C e na escala horizontal cada divisão representa 2 segundo.

76 75 Figura 49: Tela gráfico das derivações periféricas e aumentadas em 2 s Figura 50: Tela gráfico das derivações precordiais em 2 s

77 76 Figura 51: Tela gráfico de temperatura em 60 s Para sair do modo de gráficos em 2 segundos, basta clicar no ícone dos 3 pontos, no canto superior direito, e clicar em Esconder gráficos 2 s, conforme ilustrado na Figura 52. O aplicativo continua monitorando os sinais, porém sem mostrar os gráficos, conforme ilustrado na Figura 47. O aplicativo uma vez desconectado do equipamento ECG_BLUE, clicando no ícone de 3 pontos, permite a visualização dos primeiros 2 segundos de cada arquivo de 1 minuto de dados, como ilustrado na Figura 53. Ao clicar em Ler arquivo, uma lista com os arquivo de dados armazenados é mostrada, conforme ilustrado na Figura 54. Em todos os gráficos lido dos arquivos as escalas continuam as mesmas dos gráficos atualizados de 2 em 2 segundos. A Figura 55 ilustra o gráfico das derivações periféricas (DI, DII e DIII) e aumentadas (avr, avl e avf) para o arquivo 0001_ _ ecg selecionado da lista de arquivos.

78 77 Figura 52: Tela esconder gráficos de 2 s Figura 53: Tela Ler arquivo

79 78 Figura 54: Tela Lista de arquivos O formato do nome do arquivo gerado foi convencionado da seguinte maneira: NNNN_AAAAMMDD_HHMNSS.ecg Onde: NNNN = número do usuário AAAA = Ano MM = Mês DD = Dia HH = Hora MN = Minuto SS = Segundo Então para o arquivo selecionado tem-se: 20/03/2016 às 21 horas 47 minutos e 18 segundos. Usuário 0001 coletado dia Do mesmo modo, na barra de menu pode-se selecionar o tipo de gráfico que se deseja visualizar, podendo-se escolher entre periféricas, precordiais e temperatura.

80 79 Figura 55: Tela Gráfico das derivações periféricas e aumentadas do arquivo selecionado A Figura 56 mostra o gráfico das derivações precordiais (V1, V2, V3, V4, V5 e V6) para o arquivo 0001_ _ ecg. A Figura 57 ilustra o gráfico da temperatura para o arquivo 0001_ _ ecg. A temperatura indicada é a da temperatura ambiente na data.

81 80 Figura 56: Tela Gráfico das derivações precordiais do arquivo selecionado Figura 57: Tela Gráfico de temperatura do arquivo selecionado

82 RESULTADOS DOS TESTES DE ECG EM GRÁFICOS ATUALIZADOS DE 2 EM 2 SEGUNDOS Nos testes realizados de ECG, as entradas do ECG_BLUE foram ligados ao simulador de ECG da Bio-Tek. Os gráficos do sinal de ECG no aplicativo Android são atualizados a cada 2 segundos, sendo feitas várias capturas de telas das derivações periféricas (DI, DII e DIII) e aumentadas (avr, avl e avf), considerando as diversas frequências cardíacas que contemplam o simulador de ECG e que são apresentados aqui. A escala vertical é representada por 0,7mV por divisão e na escala horizontal cada divisão representa 40ms. A Figura 58 ilustra o ECG das derivações periféricas para 30 bpm. A Figura 59 ilustra o ECG das derivações periféricas para 60 bpm. A Figura 60 ilustra o ECG das derivações periféricas para 120 bpm. A Figura 61 ilustra o ECG das derivações periféricas para 180 bpm. A Figura 62 ilustra o ECG das derivações periféricas para 240 bpm. O simulador de ECG também gera outras formas de ondas que foram capturadas na tela de derivações periféricas. A Figura 63 ilustra a onda triangular de 2 Hz, a Figura 64 ilustra a onda quadrada de 2 Hz e a Figura 65 ilustra a onda senoidal de 8 Hz.

83 82 Figura 58: ECG das Derivações Periféricas 30 bpm em 2 s Figura 59: ECG das Derivações Periféricas 60 bpm em 2 s

84 83 Figura 60: ECG das Derivações Periféricas 120 bpm em 2 s Figura 61: ECG das Derivações Periféricas 180 bpm em 2 s

85 84 Figura 62: ECG das Derivações Periféricas 240 bpm em 2 s Figura 63: Onda Triangular de 2 Hz em 2 s

86 85 Figura 64: Onda Quadrada de 2 Hz em 2 s Figura 65: Onda Senoidal de 8 Hz em 2 s

87 86 O aplicativo instalado no smartphone Samsumg Galaxy S3 é o mesmo instalado no tablet Samsumg Galaxy Note, tendo as mesmas funcionalidades. A Figura 66 ilustra um exemplo de tela do gráfico das derivações periféricas em 180 bpm, atualizado de 2 em 2 segundos, sendo visualizado no smartphone. Figura 66: Exemplo de ECG das derivações periféricas 180 bpm em 2 s visualizado no smartphone

88 RESULTADOS DOS TESTES DE TEMPERATURA CORPORAL Nos testes realizados de temperatura foi utilizado para aferição comparativa um multímetro digital modelo 23XT da Wavetek que mede temperatura com um sensor termopar. Inicialmente foi feito um teste comparativo com um termômetro digital de temperatura corporal da Becton Dickinson Inc. (BD). Unindo os dois sensores e medindo na axila ao mesmo tempo, o termômetro da BD mediu 35,86 C e o termômetro do multímetro 35,8 C quando estabilizou. A Figura 67 ilustra os dois termômetros com as pontas unidas para a medida comparativa. Figura 67: Termômetros da BD e do multímetro para comparação Foi realizado o teste de temperatura comparativo com o sensor de temperatura do protótipo ECG_BLUE e com o medidor de temperatura do multímetro. Medindo-se a temperatura na axila com os dois sensores unidos, quando o multímetro se estabilizou estava medindo 35,9 C e o gráfico de temperatura em 60 segundos, estava indicando 36,0 C como mostra a Figura 68.

89 88 Figura 68: Gráfico da Temperatura corporal em 60 s 4.5 RESULTADOS DOS ARQUIVOS DE DADOS DOS SINAIS DE ECG E TEMPERATURA Para verificação dos arquivo de dados gerados pelo aplicativo no monitoramento dos sinais de ECG e temperatura foi feito um monitoramento com uma variação da frequência cardíaca no simulador de ECG, de três em três minutos da seguinte maneira: 21:37 a 21:39 => 30 bpm 21:40 a 21:42 => 60 bpm 21:43 a 21:45 => 120 bpm 21:46 a 21:48 => 180 bpm 15:49 a 21:51 => 240 bpm A Figura 69 ilustra a lista de arquivos de dados de ECG e Temperatura. A Figura 70 ilustra as derivações periféricas do arquivo das 15:28 em 30 bpm. A Figura 71 ilustra as derivações precordiais do arquivo das 15:28 em 30 bpm.

90 89 A Figura 72 ilustra a temperatura ambiente do arquivo das 15:28. A Figura 73 ilustra as derivações periféricas do arquivo das 15:31 em 60 bpm. bpm. bpm. bpm. A Figura 74 ilustra as derivações periféricas do arquivo das 15:35 em 120 A Figura 75 ilustra as derivações periféricas do arquivo das 15:38 em 180 A Figura 76 ilustra as derivações periféricas do arquivo das 15:41 em 240 Figura 69: Lista de Arquivos de Dados de ECG e Temperatura

91 90 Figura 70: ECG das derivações periféricas em 30 bpm lidas do arquivo Figura 71: ECG das derivações precordiais em 30 bpm lidas do arquivo

92 91 Figura 72: Temperatura ambiente lida do arquivo Figura 73: ECG das derivações periféricas em 60 bpm lidas do arquivo

93 92 Figura 74: ECG das derivações periféricas em 120 bpm lidas do arquivo Figura 75: ECG das derivações periféricas em 180 bpm lidas do arquivo

94 93 Figura 76: ECG das derivações periféricas em 240 bpm lidas do arquivo Os dados armazenados em arquivos do sinal de ECG em 30 bpm e sinal senoidal em 8 Hz foram analisados utilizando o programa MatLab R (MATHWORKS, 2016) obtendo os seguintes resultados: Para o sinal de ECG em 30 bpm, conforme ilustrado na Figura 77, foi obtido a Transformada Rápida de Fourier (FFT) ilustrada na Figura 78. Para o sinal senoidal em 8 Hz, conforme ilustrado na Figura 79, foi obtido a FFT ilustrada na Figura 80.

95 94 Figura 77: Sinal de ECG da derivação DII em 30 bpm lido do arquivo Figura 78: FFT da derivação DII em 30 bpm lido do arquivo

96 95 Figura 79: Sinal senoidal na derivação DII em 8 Hz lido do arquivo Figura 80: FFT do sinal senoidal na derivação DII em 8 Hz lido do arquivo

97 96 Para melhor visualização da frequência fundamental da senoide de 8 Hz foi feito uma ampliação da FFT nesta faixa, conforme ilustrado na Figura 81. Figura 81: Ampliação da FFT do sinal senoidal na derivação DII em 8 Hz lido do arquivo 4.6 RESULTADO DO CONSUMO E AUTONOMIA DA BATERIA O protótipo foi projetado para ser alimentado por 4 baterias recarregáveis de 1,2V ligadas em série, totalizando 4,8V. Para medida de corrente consumida foi utilizado o multímetro da Wavetek modelo 23XT na escala de corrente de 200 ma. O consumo medido do protótipo ECG_BLUE com o Bluetooth conectado e transferindo dados de monitoramento dos sinais fisiológicos foi de aproximadamente 62mA. Então, considerando um conjunto de baterias recarregáveis de 2100 mah temse uma autonomia de 2100/62 = 33,9 horas. Com as baterias totalmente carregadas, foi realizado um teste de funcionamento contínuo com o protótipo fazendo o monitoramento dos sinais de ECG e temperatura, apresentando uma autonomia de aproximadamente 25 horas.