Cardiorrespirômetro

Descrição do projeto

O projeto tem como objetivo a concepção de um instrumento medidor de sinais de coração e respiração (eletrocardiograma, frequência e volume respiratório), de uso fácil, confortável e versátil, que coleta dados e os transmite em tempo real para o computador, em formato adequado, com precisão e eficácia adequada para pesquisa científica e diagnóstico.

Ele é originado de um parceria entre o CTA (Centro de Tecnologia Acadêmica) e o grupo de pesquisa CardioEx do HCPA (Hospital de Clínicas de Porto Alegre), almejando produzir um equipamento que será utilizado em pesquisas científicas que buscam comprovar os benefícios que a prática de meditação pode trazer a pacientes com histórico de doenças cardíacas.

Eletrocardiógrafo

Eletrocardiógrafo anterior

Circuito de condicionamento do sinal

O projeto Fisiolog , pertencente ao CTA, iniciou o desenvolvimento de um cardiógrafo com o auxílio do Dr. Mauro Fin no Setor de Eletrônica da UFRGS, conforme consta na página da wiki do cardiograma: Cardiograma.
O circuito projetado opera a partir de eletrodos colocados sob a pele do usuário, captando sinal elétrico que é então amplificado e filtrado. O mesmo é alimentado com bateria 9V, não tendo conexão com a rede elétrica, tornando o equipamento mais seguro e livre de ruídos originados pela rede. Segue imagem do esquemático abaixo:

Foram produzidas duas placas de circuito impresso utilizando projeto no KiCAD . Também existe a possibilidade de utilizar a placa desenvolvida pelo prof. Mauro .
O aparelho foi montado em um case metálico, conforme mostra a foto abaixo (para o case aberto):

Assim, o circuito é alimentado por uma bateria interna ao case e conta com 3 entradas para os eletrodos (duas entradas de sinal e areferência) e 2 saídas para o sinal do cardiograma (sinal e referência). Dessa forma, pode-se utilizar um osciloscópio para observar a forma de onda da saída ou utilizar uma placa de Arduino com conversor analógico-digital para coletar os dados do cardiograma.

Utilizando os eletrodos, pode-se extrair o sinal cardíaco do usuário. Para isso, conecta uma das entradas de sinal (entrada amarela) em um dos eletrodos e conecta-se a parte de metal do eletrodo a um dos pulsos do usuário. Repete-se o mesmo para a outra entrada de sinal (entrada vermelha). Por fim, conecta-se a entrada da referência (entrada preta) no terceiro eletrodo, sendo esse conectado a uma das pernas do usuário.

Eletrodos

O grupo do projeto Fisiolog testou diferentes tipos de eletrodos de forma a analisar o custo-benefício de cada tipo, buscando a melhor opção para o projeto.
Os eletrodos testados foram:
  • Eletrodos pulseira: Parte metálica fica em contato com parte inferior do pulso e sobre ela deve ser aplicado gel específico para uso em eletrocardiógrafos que melhora a condutividade da pele de forma a obter um sinal melhor do batimento cardíaco. É fixado um eletrodo em cada pulso e um o terceiro (referência) é conectado em uma das pernas do indivíduo. Obteve-se sucesso na reprodução do sinal.
  • Eletrodos moedas: Foi feito um eletrodo a partir de uma moeda de 5 centavos, também aplicando gel específico para seu uso. Os resultados foram muito semelhantes aos testes com os eletrodos pulseira. Esse eletrodo possui vantagem por ser mais barato que o eletrodo pulseira, tornando o projeto mais acessível.

Resultados obtidos

Primeiramente, utilizando um osciloscópio, pode-se compreender a magnitude do sinal de batimento cardíaco:

Sinal obtido observado no osciloscópio

Conectando a saída de sinal do cardiograma a um conversor analógico-digital de um Arduino e realizando a coleta de dados do sinal, pode-se obter o seguinte gráfico:

Gráfico dos batimentos cardíacos

Ademais, utilizando um programa para processar a derivada do sinal, obteve-se o seguinte resultado:

Gráfico da derivada dos batimentos cardíacos

Dessa forma, é possível processar o sinal matematicamente para obter parâmetros importantes do batimento cardíaco do usuário. Um aspecto importante para os utilizadores do cardiógrafo é poder realizar uma análise de variabilidade da frequência cardíaca (variabilidade dos intervalos R-R).

Análise de variabilidade dos intervalos R-R

Diante do fato de que o intervalo de tempo entre dois batimentos não é constante, é interessante saber qual o nível de variabilidade de intervalos entre batimentos como forma da avaliar a saúde do paciente. Para realizar essa análise, é necessário coletar por pelo menos 5 minutos os dados de batimentos cardíacos do usuário.

Para fazer a análise, é necessário utilizar um programa que colete o sinal do batimento cardíaco, derive o mesmo no tempo e identifique com precisão os intervalos válidos entre batimentos sucessivos, medindo-os em milissegundos para então realizar as análises numéricas.
O projeto Fisiolog desenvolveu um programa em Python que lê um conjunto de dados de batimentos cardíacos e produz a análise de variabilidade da frequência cardíaca.

O programa foi então revisado e adaptado de forma a receber os dados e gerar gráficos do sinal obtido, de sua derivada e dos intervalos de tempo entre dois batimentos cardíacos. A nova versão recebeu dados coletados durante 5min e gerou dados da derivada do sinal e das coordenadas temporais dos batimentos cardíacos, além do intervalo entre dois batimentos .

O programa gera curvas que representam o sinal do batimento cardíaco e sua derivada em função do tempo:
Gráfico dos batimentos cardíacos

Além disso, gera a curva que representa o intervalo entre dois batimentos consecutivos (intervalo R-R) em função do tempo:
Gráfico do intervalo entre dois batimentos consecutivos

Eletrocardiógrafo novo

Visto que o antigo eletrocardiógrafo possui algumas limitações de projeto que inviabilizam sua aplicação em pesquisas científicas, foi necessário desenvolver um novo instrumento que cumprisse as recomendações padrão da AHA (American Heart Association) para eletrocardiógrafos eletrônicos. Assim, foi projetado um eletrocardiógrafo com banda passante de 0,05Hz até 100Hz, conforme as recomendações internacionais. Além disso, o instrumento conta com um sistema de ajuste automático de ganho, variando o ganho de sinal entre 500V/V e 2000V/V, garantindo que o sinal adquirido pelo conversor ADC tenha máxima faixa dinâmica sem saturar o sistema. Visto que as amplitudes do sinal de entrada de um ECG variam muito de pessoa para pessoa, esse sistema torna-se muito útil, evitando a necessidade de ajustes manuais de ganho para cada usuário.

O instrumento conta com alimentação por meio de baterias, tornando-o portátil. São necessárias duas baterias de 9V para gerar as tensões de alimentação do circuito de +5V e -5V (alimentação simétrica). Isso permite que o sinal excursione tanto em tensões positivas quanto negativas, tendo uma faixa dinâmica máxima na ordem de 9V. Como forma de aquisição do sinal de ECG, optou-se pela utilização de eletrodos descartáveis de prata/cloreto de prata para aquisição do sinal na pele do usuário. Foram utilizados eletrodos simples de prata/cloreto de prata pelo custo acessível e duração de aplicação de até 3 dias. Como forma de conectar os eletrodos aos estágios de amplificação, utilizou-se cabos com plug snap com comprimento de 1,5m, permitindo a execução de movimentos pelo usuário. Os plugs snap são adequados para utilização com eletrodos.

Sabendo das condições necessárias para uma aquisição de ECG com qualidade e possível uso em diagnósticos, é necessário diversas etapas de condicionamento de sinal. Primeiramente, é necessário desenvolver um amplificador de biopotenciais. Uma vez tendo sido garantido que o sinal de ECG seja amplificado pelo amplificador de biopotenciais, ele precisa passar por uma série de filtragens de forma a melhorar a qualidade do sinal para um diagnóstico. Estágios de ganho e de filtragem são necessários para remover ruídos e interferências e tornar o sinal pronto para visualização correta e aquisição por um conversor analógico-digital (ADC) com boa resolução. Conforme anteriormente citado, a banda de interesse do sinal de ECG para diagnóstico é de 0,05Hz até 100Hz. A figura abaixo mostra o diagrama de blocos para aquisição dos sinais de ECG desejados para uma derivação.

Diagrama de blocos do ECG

Conforme se nota, a saída do sistema depois da filtragem é aplicada em um detector de pico com grampeador que limita o sinal entre 0 a 5V. Isso foi projetado porque pretende-se utilizar um Arduino para amostragem do sinal e posterior controle automático de ganho. O Arduino possui um ADC com faixa entre 0 a 5V e terá a função de calcular o ganho necessário para máxima faixa dinâmica do sinal de ECG sem saturar os amplificadores e implementar esse ganho no circuito de aquisição de sinais através das entradas digitais dos PGAs. Assim, garante-se que, mesmo diante da grande variação da faixa de entrada do sinal, se possa obter um sinal de saída com a maior faixa dinâmica possível, aproveitando melhor a capacidade do conversor analógico-digital de aquisição de dados.

Optou-se por utilizar como amplificador de biopotencial o circuito integrado PGA204. O PGA204 é um amplificador de instrumentação com alta impedância de entrada, alta rejeição de modo-comum (mínimo de 106dB) e baixa corrente de polarização. Além disso, ele conta com 2 entradas digitais A0 e A1 que controlam seu ganho, variando o mesmo entre 1 e 1000V/V de acordo com a combinação de bits A0 e A1. Buscou-se também aumentar as possibilidades de ganho do amplificador de biopotenciais de modo a poder melhor ajustar o instrumento de acordo com o ganho necessário para uma maior amplitude do sinal. Para isso, optou-se por utilizar um PGA205 amplificando a saída do PGA204. O PGA205 tem características muito semelhantes ao PGA204, mas tem sua faixa de ganho variável diferente, entre 1 e 8. Assim, pode-se gerar 16 possibilidades de ganho, variando entre 1 e 8000V/V.

Além disso, diante da necessidade de acoplamento AC para evitar o sinal DC dos eletrodos e da interferência de baixa frequência, aproveitou-se o recurso do PGA204 de acesso ao pino de referência e se desenvolveu um circuito restaurador da linha de base baseado no que foi indicado no Datasheet do integrado, conforme a figura abaixo ilustra.

Circuito do amplificador de biopotenciais

É muito comum, em sistemas de eletrocardiografia modernos, a utilização do sistema de referência na perna direita. Esse sistema tem como principal objetivo diminuir o erro causado pela tensão de modo-comum presente no corpo do usuário e captada pelos eletrodos. Assim, a tensão de modo-comum do corpo do usuário é adquirida, invertida, amplificada e alimentada de volta a perna direita do usuário. Isso permite reduzir a tensão de modo-comum para valores muito baixos, garantindo maior qualidade a aquisição do sinal de ECG. Desenvolveu-se então um Driving-Right-Leg Circuit conforme a figura abaixo, utilizando novamente um circuito integrado OP07 como amplificador operacional. Optou-se por esse amplificador operacional já que possui baixo offset e custo acessível.

Circuito de Right Leg Driving

Após a aquisição do sinal pelos amplificadores de instrumentação de ganho programável PGA204 e PGA205, o estágio seguinte é um filtro passa-altas. Seu propósito é remover o nível DC remanescente do sinal do ECG - um nível DC presente num estágio de ganho posterior poderia levar algum amplificador operacional à saturação. Como forma de ter uma variação de ganho no sinal para ajuste fixo após as etapas de ganho programável, implementou-se um amplificador não-inversor no lugar de um dos buffers do passa-altas. Esse amplificador não altera a resposta em frequência do filtro. A figura abaixo mostra o circuito final do passa-altas. Utilizou-se como amplificador operacional o TLC2262, que é um operacional de custo acessível com 2 amplificadores em um único integrado. Possui baixo ruído e baixa corrente de polarização, além de contar com saída rail-to-rail.

Uma etapa importante do condicionamento do sinal é a eliminação do ruído de 60Hz proveniente da rede elétrica que acaba sendo acoplado ao circuito. Para isto, é utilizado um filtro rejeita-faixas, ou Notch. A topologia mais utilizada para isso e a mais recomendada para uso nesse tipo de aplicação é a topologia "Malha de Duplo T", ou, como é mais comumente conhecida, Twin-T. O circuito proposto pode ser visto na figura abaixo.

Circuito de filtro notch

Nota-se que o trimpot R1 pode ser ajustado, alterando a variável "a". Essa variável permite variar o fator de qualidade Q do filtro sem afetar a frequência de corte do mesmo. Assim, pode-se ajustar facilmente o fator de qualidade do filtro para melhor atenuação do ruído de 60Hz. Ademais, para um corte em 60Hz, os valores de componentes R e C da Tabela E12 obtidos foram R=5,6k Omega e C=470nF.

O estágio final de filtragem é um filtro passa-baixas. Seu propósito é remover os ruídos de alta frequência do sinal e preparar o sinal para uma amostragem por um ADC, servindo como filtro anti-alias. As literaturas variam quanto à escolha da frequência de corte para este estágio, variando entre 100Hz ou 150Hz Decidiu-se seguir as recomendações de 100Hz da AHA que podem aumentar o erro de amplitude embora garantam maior qualidade de filtragem para artefatos. Visando eliminar ao máximo o ruído de 2ª harmônica da rede elétrica de 120Hz e seguindo livros de referência da área de instrumentação biomédica, optou-se por utilizar um filtro com fc=100Hz de 5ª Ordem, com três estágios: um estágio RC passivo e dois filtros Sallen-Key em cascata. Optou-se pela configuração Butterworth já que a mesma busca manter baixa atenuação do sinal na banda de interesse, não afetando significativamente o formato do ECG e filtrando frequências superiores a 100Hz. A figura abaixo mostra o circuito desenvolvido para esse filtro.

Todos esses blocos de circuitos garantem o sinal de ECG condicionado devidamente dentro dos padrões recomendados. Assim, o sinal pode ser amostrado por um ADC ou um sistema de aquisição de dados como o SACADA (Sistema Aberto de Coleta e Análise de Dados).

Considerando que o sinal será amostrado por um ADC típico do Arduino para controle automático de ganho que opera com tensão entre 0 e 5V, é necessário assegurar que o sinal amostrado estará, após todos os estágios de ganho, dentro dessa faixa e sem ter sofrido distorções. É natural pensar que uma simples adição de offset em V=2,5V possa resolver essa questão. Porém, o sinal de ECG não é simétrico tampouco possui amplitude constante com o tempo. Assim, faz-se necessária o uso de uma solução mais robusta.

Um circuito pouco conhecido mas muito adequado a esta aplicação é o chamado Clamp Ativo. Este circuito adiciona um nível DC tal que o sinal não seja distorcido e permaneça dentro de uma faixa desejada. Assim, ele não adiciona um nível DC fixo, mas sim, um nível DC adequado ao sinal sendo amostrado. A figura abaixo mostra o circuito de clamp ativo para amostragem de sinal no Arduino.

Circuito de clamp

Continuando, é desejada a funcionalidade de poder ajustar automaticamente o ganho dos PGAs de forma a deixar o sinal de saída sem saturação e com uma excursão adequada independentemente do indivíduo cujos batimentos estejam sendo medidos. Os amplificadores do front-end escolhidos para o projeto - o PGA204 e o PGA205 - são adequados para esta funcionalidade por já possuírem internamente um circuito digital de seleção de ganhos determinados com interface TTL. Não é difícil, portanto, realizar a interface destes componentes com um microcontrolador, por exemplo, para implementar esta aplicação desejada.

Foi escolhido, para esta finalidade, utilizar o microcontrolador de 8 bits ATMega328, da família dos AVRs. Este microcontrolador é bastante utilizado não só por seus periféricos - que suprem ampla gama de aplicações desejadas - mas também por serem os microcontroladores presentes em boa parte das placas Arduino de 8 bits. A vantagem destas placas, além da ampla documentação presente na Web, é a facilidade de carregamento e depuração dos códigos devido à interface USB nativa e a IDE Arduino, que já possui interface serial UART para depurações simples.

A figura abaixo ilustra o fluxograma do programa do microcontrolador utilizado para controle de ganho.

Fluxograma do controle de ganho

Além do controle automático de ganho, foi implementada a funcionalidade de poder ajustar o ganho manualmente, por meio de dois botões. Por meio de interrupções quando eles são acionados, uma variável global é atualizada e é feito um debounce por software; o controle manual tem precedência sobre o controle automático e, portanto, se o controle automático estiver ativo e o usuário fizer um ajuste manual, o controle automático é desativado e os ganhos são atualizados conforme o ajuste feito pelo usuário.

De forma a manter a robustez do código e garantir a frequência de amostragem desejada, foi utilizado a interrupção de um dos timers para acionar o ADC; desta forma, o microcontrolador pode interromper o fluxo do programa principal para amostrar o sinal e retornar ao fluxo normal. A figura abaixo ilustra este processo. Foi escolhido como frequência de amostragem 256Hz - que cumpre o Critério de Nyquist-Shannon para o sinal de ECG de largura de banda de 100Hzsendo amostrado, com uma folga. Com a fonte de clock para o timer sendo 16MHz, são necessárias 62500 contagens para que haja uma execução a cada 1/256 segundos.

Fluxograma de amostragem do sinal

Assim, o algoritmo de controle automático de ganho (AGC) utilizado, identifica a diferença entre o valor máximo e mínimo do sinal amostrado e, a partir deste valor, verifica se ele está numa faixa adequada de excursão e realiza o ajuste se necessário. Também é identificado se houve saturações na amostragem e diminui o ganho se necessário. A figura abaixo ilustra essa implementação.

Fluxograma do AGC

Os valores de comparação para o ajuste de ganho foram obtidos experimentalmente. Foi visto que estes eram os níveis mais adequados que conseguiam ajustar para uma excursão de sinal adequada para os valores típicos de um ECG. Para garantir que o algoritmo não está computando a diferença entre um valor máximo numa faixa de ganho e um valor mínimo em outra faixa - no caso de uma mudança de ganho no meio da onda QRS, por exemplo - o tamanho do buffer é sempre menor do que os 2 segundos utilizados entre uma execução do AGC e outra. Assim, o sinal cuja diferença está sendo computada, está integralmente no mesmo ganho e sem distorções.

Resultados

Foram realizados procedimentos de calibração do instrumento utilizando uma referência de sinal Lionheart 2. As figuras abaixo ilustram os resultados da calibração para diferentes ganhos e os resultados de erro de medição de acordo com a variação da frequência cardíaca do usuário.

Curva para G=500

Curva para G=1000

Curva para G=2000

Erros de medição em função da frequência

Nota-se que esses erros são relativamente baixos se comparados a padrões de mercado, que são na ordem de 50uV. Assim, esse instrumento tem uma medida bem precisa para as aplicações comuns, onde a frequência cardíaca do usuário é na ordem de 60-100BPM.

As figuras abaixo ilustram alguns dos sinais de ECG obtidos pelo instrumento e amostrados a partir de uma placa DAQ, além do sinal já processado digitalmente.

Sinal obtido para derivação II

Sinal obtido para derivação II, filtrado e analisado

Assim, nota-se que o sinal obtido tem uma ótima qualidade, sendo provável sua aplicabilidade em pesquisas científicas.

Arquivos para reprodução das placas

A placa de condicionamento do sinal de ECG foi desenvolvida no KiCad. O diagrama esquemático e a placa de circuito impresso podem ser baixados aqui . A placa foi feita utilizando duas camadas (Top e Bottom Layer).
A expectativa 3D gerada pelo KiCad é apresentada abaixo:

Placa do ECG em 3D

O resultado para placa fabricada é apresentado abaixo:

Placa fabricada do ECG

LISTA DE MATERIAIS:
CIs:
  • 1x PGA204
  • 1x PGA205
  • 3x TLC2262
  • 3x OP07
  • 1x LM7805
  • 1x LM7905
Resistores (de preferência com tolerância de 1%):
  • 4x 3M3
  • 3x 1M
  • 1x 56k
  • 2x 27k
  • 4x 16k
  • 2x 15k
  • 3x 10k
  • 4x 5k6
  • 2x Trimpot 3296W 100k
Capacitores:
  • 2x 100uF (eletrolítico)
  • 2x 10uF (eletrolítico)
  • 3x 1uF
  • 4x 470nF
  • 30x 100nF
  • 2x 15nF
  • 2x 1nF

Outros:

  • 15x pinos Header macho
  • 2x soquete de 16 pinos
  • 6x soquete de 8 pinos
  • 3x entradas de cabo banana
  • fios de diferentes cores
  • 2x plugs de bateria 9V
  • 2x bateria 9V alcalina
  • 1x chave DPDT

Respirômetro

O respirômetro começou a ser desenvolvido pelo projeto Fisiolog com base em termistores NTC. NTC significa Negative Temperature Coefficient, ou seja, Coeficiente Negativo de Temperatura. Estes termistores diminuem sua resistência elétrica conforme a temperatura aumenta, permitindo que, por meio de um divisor de tensão, seja medido o sinal analógico em um Arduino. Com a ajuda de uma cânula nasal hospitalar para a fixação, um termistor é deixado próximo a cada narina do paciente, para que assim a saída de ar quente dos pulmões esquente o sensor durante a expiração e a entrada de ar frio do ambiente possa esfriar o sensor durante a inspiração. O esquemático da montagem segue abaixo:

Para os testes, foi feito um "Shield":cta.if.ufrgs.br/attachments/1722/respirometro_shield.zip para ser conectado diretamente no Arduino.

Reativação

Durante o processo de reativação, percebeu-se que o equipamento que foi deixado não coincidia com a página do Respirômetro do Fisiolog. O suporte do equipamento deixado era um óculos e o Shield não era o mesmo. Para, então, reativarmos o equipamento encontrado, estudamos os arquivos armazenados no repositório git, o qual se encontra na Wiki do respirômetro.

Conseguiu-se obter dados numéricos por meio da IDE-Arduino, porém não foi possível obter os dados por meio do programa que constava no repositório.

Eventualmente, encontrou-se tanto o Shield quanto o equipamento da página do respirômetro

Tendo em vista tais dificuldades e que os _NTC_s não seriam capazes de medir o volume respiratório, somente a frequência, ficou decidido que a reativação não seria levada adiante e que seria necessário a busca de algum outro método para tais medições.

Oscilador Colpitt

O Oscilador Colpitt é uma configuração de circuito LC na qual podemos medir o sinal elétrico oscilatório do circuito LC. Com base nisso, pode-se utilizar um demodulador de frequência para medir esta frequência de oscilação do sinal. A ideia principal se baseava então em utilizar uma cinta indutiva de indução variável. A mesma é uma simples cinta elástica com um fio em formato solenóide costurado junto ao material elástico.

Como a auto-indução depende da geometria do solenóide e a cinta é elástica, o valor de L era variável e dependente do volume torácico do paciente. A frequência de oscilação do circuito LC depende desse valor de auto-indução (L), logo ela também irá variar mediante alterações no volume torácico.

Implementação do Circuito e testes

Dentre as diversas topologias existentes de Osciladores Colpitt, a primeira a ser testada foi a do esquemático abaixo:

Primeira topologia, formato correto

Onde os capacitores C1 e C2 são ambos de 22nF.
Vale ressaltar que não conseguimos encontrar um Indutor RFC de 0.25H, pois o mesmo é um valor altíssimo para um indutor, o que dificultou muito a sua procura. Porém, julgou-se que o mesmo não iria afetar a retirada de sinal para testes.

O circuito não retornou nenhum sinal quando o mesmo foi testado em uma protoboard e um osciloscópio. Tendo isto em mente, procuramos o Mauro Finn (Setor de Eletrônica do Instituto de Física) para pedir sua ajuda. Ele mediu o valor da indutância da cinta relaxada (1.7µH) e pediu que primeiramente estimássemos a frequência da oscilação do circuito LC. A frequência de um circuito LC é dado pela seguinte equação:

Onde L é o valor de indutância e C é o valor do capacitor equivalente, uma vez que o circuito possui dois capacitores em série. Esse valor pode ser obtido por:

Assim temos a capacitância equivalente como 11nF, e estimamos que a frequência é aproximadamente 1.164MHz. Esta frequência começa a tornar o sistema muito mais complexo de se trabalhar com, e então for decidido que era necessário outra topologia para o projeto.

Encontrou-se então a seguinte topologia, baseada em um Transistor NPN (BC547BP_1).

A mesma foi testada no simulador QUCS:"http://qucs.sourceforge.net/download.html", utilizando agora dois capacitores de 330nF na parte do oscilador LC. Utilizando as fórmulas demonstradas acima, podemos ver que se estima que a frequência seja 277kHz.
Paralelamente, com o intuito de se aumentar o valor da indutância da cinta, mediu-se o seu valor com mais voltas, resultando em:

2µH - Uma volta
2.8µH - Duas voltas
5.1µH - Dez voltas

Apesar de haver um aumento, pode-se ver que mesmo com dez voltas ao entorno do tórax, ainda seria um valor bastante baixo de indutância.

Testou-se então a topologia em protoboard. Diante da baixa frequência de oscilação, a protoboard não deve afetar significativamente o funcionamento do circuito. Contudo, observando com osciloscópio, notou-se que não houve oscilação na saída. O circuito foi reavaliado e testado novamente mas não se pode observar funcionamento. Julgamos que dois fatores poderiam estar por trás do não funcionamento:

  • A baixa indutância da cinta em relação à sua alta resistência (fio muito longo para um indutor) pode causar problemas ao se trabalhar em baixas frequências.
  • Mal dimensionamento da topologia. Apesar de ser uma possibilidade, a chance da mesma é quase nula, uma vez que ela funcionava no simulador QUCS.

Foi feito então a simulação de uma terceira topologia, desta vez baseada no protótipo funcional apresentado no Learnabout-Eletronics :

A simulação demonstrou que a topologia deveria funcionar, porém, ao testarmos, não foi observada oscilação na saída, mesmo mediante novas montagens e testes. Também observou-se que o transistor estava polarizado corretamente, o que indica que o problema deve estar no oscilador LC.

Levando todos os testes em consideração, concluiu-se que o problema deve estar relacionado à baixa indutância da cinta em relação à sua resistência elétrica, impossibilitando uma oscilação apreciável. Mediante também as poucas referências quanto ao uso desse tipo de princípio para a medição da respiração, julgamos que o Oscilador Colpitt não seria viável ao nosso protótipo.

Busca de um transdutor para medida do volume pulmonar

Paralelamente às falhas das primeiras topologias do Oscilador Colpitt, buscou-se outras alternativas para a medição do volume pulmonar. Em reunião, foi dada a ideia de utilizar o Extensômetro para a medição da deformação da cinta, assim como havia sido feito no projeto das Cintas Volumétricas .

Extensômetro

O extensômetro é um circuito eletrônico que utiliza de uma resistência variável para medir um sinal elétrico. No caso deste projeto, a resistência variável é um pequeno componente eletrônico, o Strain Gauge, o qual é capaz de alterar sua resistência mediante deformações físicas em sua geometria.

Strain-Gauge

O Strain-Gauge utilizado é o modelo PA-09-125AA-350L, da empresa Excel Sensores . Atualmente, este modelo já não se encontra mais no web-site da empresa, porém há modelos muito parecidos, como o PA-09-125BA-350L. Quando não submetido a estresse algum, este resistor possui 350Ω de resistência elétrica. A variação de resistência por um Strain-Gauge é quantizada pelo Fator Gauge, com expressão:

Onde ε é a deformação relativa do material (ΔL/L0), ΔR é variação (Rfinal - Rini) da resistência do Strain-Gauge, R é a resistência do Strain-Gauge sem deformações e FG é o Fator Gauge. Para o nosso Strain-Gauge, o valor de FG é aproximadamente 2.1.

Ponte de Wheatstone

O circuito montado para a medição do sinal elétrico advindo da variação da resistência do Strain-Gauge é a Ponte de Wheatstone. A topologia utilizada usa três resistores fixos e um resistor variável, no nosso caso, o Strain-Gauge. Ele é então montado seguindo a imagem abaixo, onde a tensão da fonte é de 5V:

O que acontece no circuito é que, visto que o valor de R = 350Ω, a queda de potencial entre todos os resistores é igual quando o Strain-Gauge está relaxado. Assim, se medirmos a diferença de potencial elétrico (ddp) entre os pontos B e C, não obteremos sinal. Porém, no momento em que houver a quebra deste equilíbrio por causa de alguma deformação no Strain-Gauge, as quedas de tensão em cada resistor não serão mais iguais, e assim poderemos medir uma ddp entre os pontos B e C. Essa ddp é o sinal elétrico que mediremos para estimar a variação do volume torácico.

Testes Iniciais

O primeiro teste realizado seguiu o circuito acima. Como o Strain-Gauge não estava colado a nenhum material, a sua deformação era feita através da deflexão do mesmo com o dedo, o que está longe de ser o ideal. Mesmo assim, o sinal pareceu estar responsivo, porém, como a variação da resistência é bastante baixa, e, consequentemente, o sinal é muito fraco, não se podia afirmar que o sinal obtido não era ruído. Ainda por cima, a medição foi feita diretamente por um multímetro, e não no osciloscópio, o que dá um grau ainda maior de incerteza aos dados.

Para o segundo teste, foi colocado um Strain-Gauge adicional no lugar da resistência que fica entre os pontos A e B, para que assim, se os dois Strain-Gauges fossem deformados, uma ddp maior fosse medida entre B e C. Devido ao fato dos fios que ligam os Strain-Gauges serem bastante finos, maleáveis e não ralizarem bom contato com a protoboard, resolvemos prender os SGs a uma morsa de bancada, soldar pernas de resistores aos cabos dos SGs e realizar sua ligação à protoboard através de jumpers. Outro motivo para isso, é o fato de assim podermos contorlar melhor a deformação que os SGs seriam submetidos. Para garantir que os SGs estivessem submetidos a uma deflexão aproximadamente igual, desta vez utilizamos uma régua.

Novamente foi cometido o erro de se medir a diferença com o multímetro. Os dados retirados foram colocados na tabela a seguir:

Como as medidas foram feitas com instrumento impróprio para valores tão pequenos e as diferenças foram muito pequenas, não podemos confirmar que os dados eram confiáveis.

Foram feitas então medidas utilizando não somente um osciloscópio, como também agregando um amplificador de sinal ao circuito (ganho de 13). A montagem do circuito para testes seguiu como o esquemático abaixo, porém com a adição de um segundo SG:

Uma vez amplificado, conseguimos obter um sinal satisfatório, mesmo quando a deformação foi feita por meio de deflexão, o que não é o ideal. O vídeo com o sinal do osciloscópio se encontra nesta wiki com o nome de medida_extensometro1.mp4.

Próximos Passos

  • Criação de um protótipo de cinta extensiométrica
    • Definir e testar materiais
    • Projetar a cinta
    • Pesquisar maneiras de acoplar o SG à cinta de forma adequada
    • Confecção do protótipo

esquematico_cardiografo.png (21.8 kB) Luís Estradioto, 04/09/2018 21:29

D_TANGO_PCB_PLACAS_ECG.PS.pdf - PCI desenvolvida por Mauro Fin (14.6 kB) Luís Estradioto, 05/09/2018 13:25

derivada.py - Programa em Python que realiza análise numérica dos dados (1.3 kB) Luís Estradioto, 01/10/2018 20:15

batimentos_leitura_1s_1_menor.png - Gráfico dos batimentos cardíacos (28.5 kB) Luís Estradioto, 01/10/2018 20:22

derivada_1s_menor.png - Gráfico da derivada dos batimentos cardíacos (34.5 kB) Luís Estradioto, 01/10/2018 20:22

sinal_luis_B_menor.jpg - Sinal obtido observado no osciloscópio (350.1 kB) Luís Estradioto, 01/10/2018 20:22

HRV_resultado.png - Gráfico do intervalo entre dois batimentos consecutivos (25 kB) Luís Estradioto, 09/10/2018 21:22

batimentos_cardiacos.png - Gráfico dos batimentos cardíacos (124.2 kB) Luís Estradioto, 09/10/2018 21:22

HRV.py - Programa atualizado (2.3 kB) Luís Estradioto, 09/10/2018 21:22

derivada.txt - Dados da derivada (61.6 kB) Luís Estradioto, 09/10/2018 21:22

dados.txt - Dados obtidos pelo cardiograma (26.6 kB) Luís Estradioto, 09/10/2018 21:22

batimentos.txt - Dados das coordenadas dos batimentos (763 Bytes) Luís Estradioto, 09/10/2018 21:22

Cinta_indutiva.jpeg (76.9 kB) Víctor Gandara, 19/05/2019 20:45

circuito_amp.jpeg (95.3 kB) Víctor Gandara, 19/05/2019 20:45

colpitt_NPN.png (12 kB) Víctor Gandara, 19/05/2019 20:45

colpitt_terceira_topologia.png (13.4 kB) Víctor Gandara, 19/05/2019 20:45

conexao_jumpers-protoboard.jpeg (138.5 kB) Víctor Gandara, 19/05/2019 20:45

deflexao_regua.jpeg (121.3 kB) Víctor Gandara, 19/05/2019 20:45

fator_gauge.png (6 kB) Víctor Gandara, 19/05/2019 20:45

form_capacitores.png (3.5 kB) Víctor Gandara, 19/05/2019 20:45

frequencia.png (3.6 kB) Víctor Gandara, 19/05/2019 20:45

medida_extensometro1.mp4 - vídeo com o sinal do osciloscópio (2.2 MB) Víctor Gandara, 19/05/2019 20:45

montagem_NTCs.jpeg (13.6 kB) Víctor Gandara, 19/05/2019 20:46

OculosShieldArduino.jpeg (87.4 kB) Víctor Gandara, 19/05/2019 20:46

ponte_de_wheatstone.png (11.2 kB) Víctor Gandara, 19/05/2019 20:46

primeira_topologia_Colpitt.jpg (19 kB) Víctor Gandara, 19/05/2019 20:46

primeiro_teste_SG.jpeg (46.3 kB) Víctor Gandara, 19/05/2019 20:46

tabelamedidas.png (30 kB) Víctor Gandara, 19/05/2019 20:46

variacao.png (64.5 kB) Víctor Gandara, 19/05/2019 20:46

primeira_topologia_Colpitt.jpeg - Primeira topologia, formato correto (19 kB) Víctor Gandara, 19/05/2019 21:23

blocos.PNG - Diagrama de blocos do ECG (21.2 kB) Luís Estradioto, 19/07/2019 20:19

right_leg_circuit.PNG - Circuito de Right Leg Driving (10.7 kB) Luís Estradioto, 19/07/2019 20:19

passa_alta.PNG - Circuito de filtro passa-altas (16.2 kB) Luís Estradioto, 19/07/2019 20:19

passa_baixa.PNG - Circuito de filtro passa-baixas (10.7 kB) Luís Estradioto, 19/07/2019 20:19

amp_instru.PNG - Circuito do amplificador de biopotenciais (23.8 kB) Luís Estradioto, 19/07/2019 20:19

notch_esquema.PNG - Circuito de filtro notch (6.1 kB) Luís Estradioto, 19/07/2019 20:19

2_ante_teorico_clamp_esquema.PNG - Circuito de clamp (13 kB) Luís Estradioto, 19/07/2019 20:49

Fluxograma_main.png - Fluxograma do controle de ganho (27 kB) Luís Estradioto, 19/07/2019 20:49

Amostragem.png - Fluxograma de amostragem do sinal (34.2 kB) Luís Estradioto, 19/07/2019 20:49

AGC.png - Fluxograma do AGC (31.8 kB) Luís Estradioto, 19/07/2019 20:49

erros_freq_placa1.png - Erros de medição em função da frequência (43.7 kB) Luís Estradioto, 19/07/2019 20:49

g500_60bpm_placa1.png - Curva para G=500 (35 kB) Luís Estradioto, 19/07/2019 20:49

g1000_60bpm_placa1.png - Curva para G=1000 (35.7 kB) Luís Estradioto, 19/07/2019 20:49

g2000_60bpm_placa1.png - Curva para G=2000 (33.4 kB) Luís Estradioto, 19/07/2019 20:49

der2_sujeito_parado.png - Sinal obtido para derivação II (47.4 kB) Luís Estradioto, 19/07/2019 20:49

res_sujeito_fuzzy_zoom.png - Sinal obtido para derivação II, filtrado e analisado (63.2 kB) Luís Estradioto, 19/07/2019 20:49

placa_3d.PNG - Placa do ECG em 3D (151.4 kB) Luís Estradioto, 21/07/2019 22:10

placa_fab.jpg - Placa fabricada do ECG (228.2 kB) Luís Estradioto, 21/07/2019 22:10