tÉcnica de bioimpedÂncia aplicada À avaliaÇÃo da … · orientador: márcio nogueira de souza...
TRANSCRIPT
TÉCNICA DE BIOIMPEDÂNCIA APLICADA À
AVALIAÇÃO DA RIGIDEZ ARTERIAL
Andrei Lenine de Almeida Pires
Projeto de Graduação apresentado ao Curso de
Engenharia Eletrônica e de Computação da Escola
Politécnica, Universidade Federal do Rio de
Janeiro, como parte dos requisitos necessários à
obtenção do título de Engenheiro.
Orientador: Márcio Nogueira de Souza
Rio de Janeiro
Setembro de 2018
ii
iii
iv
UNIVERSIDADE FEDERAL DO RIO DE JANEIRO
Escola Politécnica – Departamento de Eletrônica e de Computação
Centro de Tecnologia, bloco H, sala H-217, Cidade Universitária
Rio de Janeiro – RJ CEP 21949-900
Este exemplar é de propriedade da Universidade Federal do Rio de Janeiro, que
poderá incluí-lo em base de dados, armazenar em computador, microfilmar ou adotar
qualquer forma de arquivamento.
É permitida a menção, reprodução parcial ou integral e a transmissão entre
bibliotecas deste trabalho, sem modificação de seu texto, em qualquer meio que esteja
ou venha a ser fixado, para pesquisa acadêmica, comentários e citações, desde que sem
finalidade comercial e que seja feita a referência bibliográfica completa.
Os conceitos expressos neste trabalho são de responsabilidade do(s) autor(es).
v
AGRADECIMENTO
Primeiramente, agradeço à minha mãe, ao meu irmão e à minha namorada, por
me apoiarem quando estive em momentos complicados e preocupantes deste projeto;
agradeço especialmente ao meu pai, que além de me apoiar, me ajudou a refletir e deu
sugestões técnicas de maneiras para que eu superasse os problemas que encontrei no
projeto. Dedico este trabalho a todos eles.
Agradeço muito ao meu orientador, por ter me motivado, ensinado e guiado
tecnicamente, assim como cobrado, quando necessário. Agradeço também aos
voluntários examinados, pela paciência e colaboração durante as medidas.
Por fim, agradeço ao povo brasileiro, por ter contribuído para minha estada e
formação na UFRJ. Agradeço pela valorização que a área da Engenharia recebeu durante
meus estudos na UFRJ, que apesar de ainda não estar perto do ideal, foi suficiente para
me oferecer ensino de qualidade; espero que todas as áreas do conhecimento sejam
valorizadas, não apenas as que produzem retorno material direto. Portanto, espero que
este trabalho retribua um pouco do que recebi, celebrando que ele pode no futuro ter
aplicação prática na sociedade, e caso ocorra, desejo que ele tenha impacto positivo na
mesma.
vi
RESUMO
A doença cardiovascular é um fator que conduz à mortalidade nas populações
mais industrializadas. A patologia das grandes artérias é o principal contribuinte para a
morbidade e mortalidade por doença cardiovascular. Uma característica funcional
alterada em condições patológicas das artérias é a rigidez da parede. O diagnóstico
precoce da ocorrência de tais alterações pode identificar desde riscos individuais até
complicações clínicas, o que permite retardar o processo patológico. Dois dos possíveis
métodos não-invasivos de avaliação de rigidez arterial são a Velocidade de Onda de
Pulso (VOP) e o Pulse Transit Time (PTT). Este trabalho propõe um sistema de medida
de PTT que calcula o intervalo entre o pico R do complexo QRS (ondas Q, R e S) no
eletrocardiograma (ECG) e a chegada do pulso de pressão na artéria radial, empregando
a técnica de bioimpedância, em vez de utilizar transdutores de pressão, que podem
influenciar a medida em casos de contrapressão relevante. Medidas em voluntários
foram realizadas com intuito de pré-validar o sistema; para estas medidas, foram
utilizados dois pontos diferentes do sinal de bioimpedância: seu máximo, e o máximo de
sua derivada. Além disso, o intervalo entre a despolarização elétrica principal do
ventrículo esquerdo (pico R) e a abertura da válvula aórtica, chamado Pre-Ejection
Period (PEP), foi considerado, sendo descontado ou não. Os resultados das medidas em
nove voluntários foram comparados aos de alguns trabalhos na literatura que utilizaram
outros métodos e pontos de medida no corpo, porém com pelo menos um transdutor de
pressão. Houve semelhança na média geral dos intervalos entre os picos R e de
bioimpedância sem desconto de PEP com a literatura: 208,7 ms contra 217,1 ms
(literatura); houve semelhança também na faixa de valores obtidos de PTT entre pico R
e pico da derivada da bioimpedância, considerando as idades estudadas com a literatura:
140 ms a 100 ms para este trabalho e outro da literatura. Estes trabalhos utilizaram o
intervalo entre: picos da derivada do ECG e do pulso de pressão nos dedos do
voluntário; e os dois picos principais do pulso de pressão na artéria radial (com apenas
um transdutor), respectivamente. Apesar de haver necessidade de testes com mais
voluntários e com diferentes protocolos de posicionamento de eletrodos, os resultados
encontrados indicam que o sistema desenvolvido neste trabalho pode ser utilizado para
avaliação de rigidez arterial.
Palavras-Chave: Pulse Transit Time, Bioimpedância, Rigidez Arterial.
vii
ABSTRACT
Cardiovascular disease is a factor that leads to mortality in industrialized
countries’ populations. The pathology of big arteries is the major contributor to
morbidity and death by such diseases. A functional characteristic of the arteries altered
when under pathological conditions is its wall stiffness. Early diagnosis of such arterial
alterations may identify individual risks to clinical complications, allowing retardation
of the pathological process. Two of the possible of non-invasive methods of arterial
stiffness evaluation are the pulse wave velocity (PWV) and the pulse transit time (PTT).
This work proposes a PTT measurement system that calculates the interval between the
R peak of the QRS complex (Q, R and S waves) in electrocardiogram (ECG) and the
arrival of the pressure pulse at radial artery, employing the bioimpedance technique
instead of using pressure transducers, which may influence the measure when the
counterpressure is relevant. Measurements in volunteers were made in order to pre-
validate the system; for these measurements, two different points of the bioimpedance
signal were used: its maximum, and the maximum of its derivative. Besides, the interval
between the main electrical depolarization of the left ventricle (R peak) and the opening
of the aortic valve, called Pre-Ejection Period (PEP), was considered, being discounted
or not. The results obtained from measurements in nine volunteers were compared to
those from some works in the literature that utilized other methods and/or measure
points on the body, however using at least one pressure transducer. Similarity was found
in the general average of the intervals between R and bioimpedance peaks with the
literature, without discount of PEP: 208,7 ms against 217,1 ms (literature); also, the
range of the obtained PTT values by taking R peak and bioimpedance derivative peak,
considering the ages of the volunteers, was similar to the literature: 140 ms to 100 ms in
this work and in other one in the literature. These works employed the interval between:
peaks of both ECG and pulse pressure derivatives on the volunteer’s fingers; and the
two peaks of the pressure pulse in the radial artery (with only one transducer),
respectively. Despite the need for tests on more volunteers and with different electrode
positioning protocols, the findings indicate that the system designed in this work may be
used for arterial stiffness evaluation.
Key-words: Pulse Transit Time, Bioimpedance, Arterial Stiffness.
viii
SIGLAS
VOP – Velocidade de Onda de Pulso
PTT – Pulse Transit Time
ECG – Eletrocardiograma
OTA – Operational Transcoductance Amplifier
DRL – Driven Right Leg
THD – Total Harmonic Distortion
PEP – Pre-Ejection Period
DC – Direct Current
AM – Amplitude Modulation
ix
Sumário
1 Introdução 1
1.1 – Tema . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1
1.2 – Delimitação . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2
1.3 – Justificativa . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2
1.4 – Objetivos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2
1.5 – Metodologia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2
1.6 – Descrição . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2
2 Fundamentos Teóricos 5
2.1 – Sistema Cardiovascular . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5
2.2 – Hipertensão Arterial . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9
2.3 – Velocidade de Onda de Pulso . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10
2.4 – Pulse Transit Time . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11
2.5 – Eletrocardiograma . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 12
2.6 – Bioimpedância . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13
3 Materiais e Métodos 18
3.1 – Projeto . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18
3.2 – Avaliação . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 35
x
4 Resultados 41
4.1 – Medidas de Bancada . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 41
4.2 – Medidas em Voluntários . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 48
5 Discussão 52
5.1 – Medidas de Bancada . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 52
5.2 – Medidas em Voluntários . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53
6 Conclusão 54
Bibliografia 55
xi
Lista de Figuras
1.1 – Três metodologias utilizadas para a avaliação da rigidez arterial . . . . . . . . . 1
2.1 – Sistema arterial . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2
2.2 – Armazenamento do sangue ejetado e formação da onda de pulso . . . . . . . . . 3
2.3 – Relação entre pressão diastólica e VOP . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4
2.4 – Deflexões e intervalos característicos de eletrocardiograma típico . . . . . . . . 5
2.5 – Equivalente elétrico do conjunto meio extracelular – membrana celular –
meio intracelular . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6
2.6 – Arranjos para medida de bioimpedância com dois, três e quatro eletrodos.
Distribuição de linhas de densidade de corrente entre dois dos quatro
eletrodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
7
3.1 – Esquema de posicionamento dos eletrodos e diagrama de blocos dos
sistemas de aquisição de ECG e bioimpedância . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 8
3.2 – Diagrama de blocos do sistema de medida do sinal de bioimpedância . . . . . 9
3.3 – Esquemático do circuito oscilador em ponte de Wien . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10
3.4 – Sinal de saída do oscilador com destaque para período . . . . . . . . . . . . . . . . . 11
3.5 – FFT do sinal de saída do oscilador com destaque para frequência central . . 12
3.6 – Topologia de filtro ativo passa-baixas inversor . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13
3.7 – Esquemático do conversor tensão-corrente . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14
3.8 – Resposta em frequência do filtro ativo para remoção de offset de corrente . . . . . . 15
3.9 – Esquemático da captação de tensão proveniente da bioimpedância . . . . . . . 16
3.10 – Ganho implementado no amplificador de instrumentação para uma faixa
de 10 kHz abaixo e acima da frequência desejada . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 17
3.11 – Resposta em frequência do filtro passivo para remoção de offset de tensão 18
3.12 – Esquemático do circuito comparador sincronizado com o oscilador . . . . . . 19
3.13 – Forma de onda da saída do comparador frente à saída do oscilador . . . . . . 20
3.14 – Esquemático do circuito de chaveamento do sinal proveniente da
bioimpedância para demodulação . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 21
3.15 – Esquemático do filtro de demodulação do sinal relacionado à
bioimpedância . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 22
3.16 – Resposta em frequência do filtro ativo para demodulação do sinal de
bioimpedância . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 23
xii
3.17 – Esquemático do circuito de amplificação passa-baixas do sinal
proveniente da bioimpedância . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
24
3.18 – Resposta em frequência do filtro ativo não-inversor para ganho do sinal
de bioimpedância . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25
3.19 – Resposta em frequência do filtro ativo inversor para ganho do sinal de
bioimpedância . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 26
3.20 – Resposta em frequência do filtro passivo para remoção de offset de tensão 27
3.21 – Esquemático do sistema de aquisição de ECG . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 28
3.22 – Ganho implementado no amplificador de instrumentação na faixa de
frequência desejada para captação de ECG . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29
3.23 – Resposta em frequência do filtro ativo para geração do sinal de DRL . . . . 30
3.24 – Resposta em frequência do filtro ativo para amplificação do sinal de ECG 31
3.25 – Esquemático do circuito para teste do conversor tensão-corrente . . . . . . . . 32
3.26 – Painel frontal do sistema desenvolvido em LabVIEW para aquisição em
tempo real do sinal de bioimpedância e de ECG e aquisição e
processamento online para cálculo automático do PTT . . . . . . . . . . . . . . . .
33
4.1 – Saída do circuito oscilador no domínio do tempo e da frequência . . . . . . . . 34
4.2 – Saída do circuito comparador com entrada ligada ao circuito oscilador . . . . 35
4.3 – Entrada e saída do amplificador de instrumentação para entrada com
frequência abaixo da central. Entrada e saída do amplificador de
instrumentação para entrada com frequência acima da central . . . . . . . . . . .
36
4.4 – Saída do amplificador de instrumentação em esquema da Figura 3.25 com
resistor de 50Ω e de 100Ω em sua entrada . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
37
4.5 – Sinal de entrada na banda passante do filtro passa-altas de alta frequência e
saída na frequência de corte . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
38
4.6 – Saída da chave analógica para demodulação utilizando esquema da Figura
3.25 com resistor de 50Ω e de 100Ω . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
39
4.7 – Entrada na banda passante do filtro de demodulação. Saída do filtro para
entrada na frequência de corte . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
40
4.8 – Saída do filtro de demodulação utilizando esquema da Figura 3.25 com
resistor de 50Ω e de 100Ω . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
41
4.9 – Entradas na banda passante: do 1º filtro passa-altas de baixa frequência; do
2º e do 3º filtro. Saída do 1º, 2º e 3º filtro passa-altas de baixa frequência,
para entrada na frequência de corte . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
42
4.10 – Entradas na banda passante: do 1º e do 2º filtro passa-baixas de ganho.
Saída para sinal de entrada na banda passante do 1º e do 2º filtro, e em suas
respectivas frequências de corte . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
43
4.11 – Entrada de sinal no amplificador de instrumentação com frequência
abaixo e acima da faixa principal, e suas respectivas saídas . . . . . . . . . . . . .
44
xiii
4.12 – Entrada na banda passante do filtro passa-altas e saída para sinal na
frequência de corte . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
45
4.13 – Entrada de sinal na banda passante do filtro passa-baixas para ganho, sua
respectiva saída, e saída para sinal de entrada na frequência de corte do
filtro . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
46
4.14 – Painel frontal da aplicação em LabVIEW durante a medida em um
voluntário . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
47
4.15 – Progressão segundo a idade do PTT medido utilizando ECG e
bioimpedância e utilizando ECG e derivada da bioimpedância, com sua
reta de tendência correspondente . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
48
4.16 – Progressão segundo a idade do PTT medido utilizando ECG e
bioimpedância e utilizando ECG e derivada da bioimpedância, após
normalização, com sua reta de tendência correspondente . . . . . . . . . . . . . . .
49
xiv
Lista de Tabelas
2.1 – Concentração de eletrólitos em fluidos corporais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1
3.1 – Propriedades avaliadas para cada circuito pertinente . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2
4.1 – Tabela padrão com dados pertinentes para o cálculo de PTT gerada
automaticamente pelo sistema desenvolvido no LabVIEW . . . . . . . . . . . . .
3
4.2 – Idade, altura e PTT médio adquirido a partir do sinal de ECG para o sinal
de bioimpedância e para a derivada deste . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
4
4.3 – Média de PTT de acordo com a idade, após normalização a partir da altura
do voluntário . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
5
1
Capítulo 1
Introdução
1.1 – Tema
A doença cardiovascular é um fator que conduz à mortalidade nas populações
mais industrializadas. A patologia das grandes artérias é o principal contribuinte para a
morbidade e mortalidade por doença cardiovascular. Uma característica funcional
alterada em condições patológicas das artérias é a rigidez da parede. Na Figura 1.1 estão
ilustrados três métodos de avaliação da rigidez arterial.
Figura 1.1 – Três metodologias utilizadas para a avaliação da rigidez arterial:
A) tonometria, B) hiperemia reativa, e C) velocidade de propagação da onda de pulso
(VOP).
A Velocidade de Onda de Pulso (VOP), definida como a velocidade de
propagação da onda de pulso de pressão sanguínea dentro de um vaso, é considerada
uma medida clínica não-invasiva, rápida e de baixo custo para a avaliação da rigidez
arterial e consequentemente da hipertensão; sendo normalmente realizada com
transdutores de pressão colocados sobre artérias superficiais do corpo (e.g. artérias
braquial e radial). Este método é considerado mais simples e de menor custo em
relação: à tonometria de aplanação, que consiste de aplicação de transdutor de pressão
(no caso, chamado tonômetro) com leve compressão de uma artéria superficial,
aplanando-a para aquisição da onda de pulso; e à medição da hiperemia reativa, que
consiste em aplicação de pressão sobre uma região com intuito de bloquear o fluxo
2
arterial na mesma, e após um tempo aliviar tal pressão, de forma a induzir a hiperemia
reativa – aumento rápido da quantidade de sangue arterial em uma região devido a
oclusão anterior.
O tema do trabalho é investigar a aplicação da técnica de
biompedância monofrequencial (50 kHz) no desenvolvimento de um método alternativo
para a avalição da rigidez arterial num protocolo assemelhado ao de VOP. Neste
sentido, o problema a ser resolvido é desenvolver um sistema eletrônico capaz de
detectar o início do pulso de pressão arterial e a variação do valor da bioimpedância
basal associada à variação da pressão arterial humana em um sítio do braço do indivíduo
a ser avaliado, adquirindo-se, então, o tempo de progressão de tal pulso de pressão.
1.2 – Delimitação
O objeto de estudo é avaliar a propensão à hipertensão arterial de um indivíduo
por meio de uma nova abordagem de VOP – utilizando o Pulse Transit Time (PTT) –
obtida pela técnica de bioimpedância aliada à de eletrocardiograma (ECG).
1.3 – Justificativa
Como já mencionado, a rigidez arterial está associada a várias doenças
cardiovasculares e está vinculada a vários fatores de risco cardiovasculares, tais como
idade, gênero, anormalidades nas lipoproteínas e diabetes. O aumento da rigidez arterial
é proposto como o início e/ou progressão de aterosclerose e hipertensão arterial.
Dada a natureza insidiosa de tais doenças, o reconhecimento precoce destas
alterações pode identificar riscos individuais para complicações clínicas, permitindo o
retardamento do processo patológico.
1.4 – Objetivos
O objetivo geral é desenvolver um sistema composto por uma eletrônica
analógica capaz de detectar as variações de bioimpedância associadas à variação da
pressão arterial para avaliar o PTT – e, portanto, a VOP – e a rigidez arterial. Sendo
assim, os objetivos específicos são: (1) construir sistema que capte sinais de
3
bioimpedância medida na frequência de 50 kHz; (2) construir sistema de captação de
eletrocardiograma; (3) realizar a medição de bioimpedância em um sítio do braço do
indivíduo a ser avaliado, assim como de ECG em seu torso, de modo a avaliar o PTT
por meio do intervalo entre dois pontos característicos, um do sinais de bioimpedância e
um do ECG; (4) verificar se os valores de PTT diminuem em pessoas hipertensas e/ou
com o aumento da idade.
1.5 – Metodologia
A hipótese de que a velocidade de onda de pulso de sangue é maior numa pessoa
hipertensa tem como base a ideia de que um vaso sanguíneo mais rígido que o
“normal”, por ser menos elástico, tem uma resposta mais rápida ao pulso de sangue
proveniente do ventrículo esquerdo. Isto resulta em conformação e transporte mais
velozes do sangue ejetado ao longo do vaso.
Para a investigação sobre a viabilidade do método de diagnóstico, o sistema
deverá ser composto de três estruturas básicas: de excitação, de captação e de
tratamento dos sinais. Como a proposta de diagnóstico é que este seja feito a partir da
detecção da propagação do pulso de sangue, é necessário captar o sinal em pelo menos 2
pontos, e o circuito deverá ser sensível à variação de bioimpedância causada pela
variação de pressão sanguínea. Para tal, será observada a variação da bioimpedância
associada aos tecidos da região monitorada de maneira sincronizada aos batimentos
cardíacos em um dos locais de medida. Sendo assim, deve-se fornecer excitação em
forma de corrente ao paciente, em nível não-agressivo ao paciente (cerca de 1 mA), e
em frequência já estabelecida na literatura (cerca de 50 kHz) [13]. Aliado a isso, será
monitorada a atividade elétrica do coração através de um circuito de captação de ECG,
para que a origem do pulso de pressão seja percebida. Uma vez captados os sinais nos 2
pontos, o circuito produzirá como saída sinais para a investigação do tempo de
propagação da pressão sanguínea. Com essa informação, ou seja, o intervalo de tempo
entre a atividade do coração (avaliada pelo complexo QRS do ECG) e a chegada do
pulso de sangue à artéria estudada (avaliada pela variação do sinal de bioimpedância),
poderá ser, finalmente, verificada ou não a hipótese de que a velocidade de onda de
pulso de sangue é maior numa pessoa hipertensa.
4
Os circuitos implementados foram todos analógicos, implementados com
amplificadores operacionais integrados (três convencionais quádruplos, um OTA e dois
de instrumentação) e um multiplexer analógico. A medida do intervalo foi realizada
através de um programa implementado no ambiente LabVIEW®, que também comandou
uma placa de aquisição USB 6009 (National Instruments, USA), e realizou
condicionamento dos dados coletados e a detecção de pico nos mesmos.
1.6 – Descrição
No Capítulo 2 são apresentados os fundamentos teóricos dos processos
biológicos relevantes para o entendimento do objetivo geral deste trabalho e os métodos
utilizados no mesmo; sejam estes: sistema arterial, hipertensão, velocidade de onda de
pulso, pulse transit time, eletrocardiograma e bioimpedância.
O Capítulo 3 apresenta os métodos utilizados para atingir os objetivos geral e
específicos, incluindo: os circuitos analógicos desenvolvidos para excitação de
bioimpedância e para captação da mesma e de ECG, e o sistema físico de aquisição
digital utilizado – com interface gráfica e processamento digital desenvolvidos para a
medida de PTT. Além disso, neste capítulo são explicitadas as formas empregadas para
avaliar o funcionamento dos circuitos analógicos e do sistema como um todo.
Os resultados são apresentados no Capítulo 4. Estes são constituídos de
resultados de medida de bancada dos sub-circuitos analógicos implementados, e dos
resultados obtidos da medida de PTT em voluntários.
No Capítulo 5 os resultados apresentados no Capítulo 4 são discutidos.
O Capítulo 6 mostra as conclusões do trabalho e possíveis alterações futuras dos
sistemas implementados (físicos e virtuais), assim como do método de medida em si do
Pulse Transit Time para sua aplicação utilizando a arquitetura desenvolvida no trabalho.
5
Capítulo 2
Fundamentos Teóricos
2.1 – Sistema Cardiovascular
O sistema cardiovascular pode ser compreendido como um sistema hidráulico
composto de uma bomba (o coração), dutos (os vasos sanguíneos) e um fluido (o
sangue). As propriedades de cada entidade que constitui este circuito são definidas
continuamente por fatores físicos e bioquímicos (Figura 2.1) (Berne e Levy [1] apud
Ferreira [2]).
Figura 2.1 – Sistema arterial. Fonte: Ferreira [2].
2.1.1 – Hemodinâmica
A circulação sanguínea ao longo dos vasos, assim como qualquer fluido,
pode ser caracterizada por seu fluxo (Q):
𝑄 = 𝑣. 𝐴 (1)
onde v é a velocidade do fluido tangencial ao vaso e A é a área da seção reta.
A pressão total no sistema corresponde à soma da pressão estática (Pe,
medida no sentido da propagação do fluido) e da pressão dinâmica (Pd, sobre a
superfície interna do vaso). Em grande parte das artérias, a parcela dinâmica é
desprezível quando comparada à estática. No entanto, onde houver constrição
(redução da seção reta na região do vaso), o aumento na velocidade do fluido resulta
6
em acréscimo, às vezes substancial, na pressão dinâmica (para um fluxo constante).
Isto é demonstrado pela relação entre a pressão dinâmica e a energia cinética do
fluido no vaso [3]:
𝑃𝑑 =𝐾
𝑉=
1
2𝜌. 𝑣2
(2)
onde K é a energia cinética do fluido, ρ é sua densidade, e V o volume do mesmo.
Poiseuille [4] propôs uma lei que rege o fluxo de líquidos (com coeficiente
de viscosidade constante para qualquer taxa de cisalhamento) em dutos cilíndricos:
𝛥𝑃 =8𝜂. 𝛥𝐿. 𝑄
𝜋𝑟𝑡4
(3)
onde ΔP é a diferença de pressão, η é a viscosidade do fluido, ΔL é o comprimento
do tubo e rt é o raio do mesmo.
Esta equação leva a:
𝑅 =𝑃𝑒 − 𝑃𝑠
𝑄=
8𝜂. 𝛥𝐿
𝜋𝑟𝑡4
(4)
que indica que o principal contribuinte para a resistência ao fluxo sanguíneo R em
um dado vaso é seu calibre.
Desta forma, as arteríolas são os componentes com maior resistência no sistema
circulatório e, portanto, o pulso de pressão nestes vasos é maior que nas grandes
artérias. Quando vasos deste tipo são responsáveis pela irrigação de músculos
motores, o sedentarismo resulta no aumento da resistência de tais vasos (como há
menor demanda por oxigênio nestas regiões, o calibre dos vasos é reduzido).
2.1.2 – Sistema Arterial
A principal função do sistema arterial é conformar a onda pulsátil de fluxo
de sangue proveniente do coração em um fluxo constante nos vasos capilares. A
sístole ventricular esquerda ocorre quando a pressão do ventrículo esquerdo é muito
maior que a pressão aórtica, a ponto de abrir a válvula de mesmo nome. Neste
momento, parte do sangue ejetado flui pela aorta, diretamente para as artérias de
menor calibre (cerca de 40%); o restante mantém-se ainda no ventrículo e nas
artérias elásticas. A energia potencial associada ao sangue restante é liberada
durante a diástole ventricular, devido à retração elástica das grandes artérias (e a
7
inércia proveniente da sístole); durante esta fase o fluxo de sangue, assim como a
dissipação da energia, ao longo de todas as artérias é quase constante (Figura 2.2).
O fato do coração não bombear o sangue no período diastólico torna as
características dos vasos algo determinante para o fluxo correto do sangue durante
esta etapa:
I. Se as grandes artérias não forem elásticas (i.e., paredes arteriais rígidas), não
haverá a “fonte constante” de fluxo sanguíneo para os vasos capilares.
II. Se a resistência dos vasos capilares for muito alta, o fluxo não se propagará
totalmente até os mesmos.
Sendo assim, um sistema com grandes artérias complacentes e vasos
capilares com resistência não-aumentada propicia suprimento mais uniforme de
sangue para os vasos capilares, aliado a ejeção mais rápida e menos custosa em
esforço do ventrículo esquerdo.
Figura 2.2 – Armazenamento do sangue ejetado e formação da onda de pulso.
Fonte: Ferreira [2].
Uma maneira de estimar as propriedades elásticas da parede arterial é
estudar a relação pressão estática x volume. A inclinação da curva pressão-volume é
denominada complacência, ou seja:
𝐶𝑎 =𝑑𝑉𝑎
𝑑𝑃𝑎=
𝑑𝐷𝑎
𝑑𝑃𝑎
(5)
onde Ca é a complacência arterial e 𝑑𝑉𝑎 𝑑𝑃𝑎⁄ e 𝑑𝐷𝑎 𝑑𝑃𝑎⁄ são, respectivamente, a
derivada do volume em relação à pressão, e a derivada do diâmetro arterial em
relação à pressão.
Foi verificado que a complacência arterial se degenera com o avanço da
idade, devido à mudança progressiva na proporção entre os componentes da parede
arterial – colágeno e elastina [5].
Para determinar a variação do volume arterial deve-se considerar os fluxos
de entrada e saída (i.e., ventrículo esquerdo → artéria → capilar):
8
𝑑𝑉𝑎
𝑑𝑡= 𝑄𝑒 − 𝑄𝑠
(6)
onde 𝑑𝑉𝑎 𝑑𝑡⁄ é a variação instantânea do volume arterial, Qe é o fluxo de entrada e
Qs é o fluxo de saída (Qe neste caso corresponde ao conhecido débito cardíaco).
A resistência dos vasos periféricos também tem influência sobre o
funcionamento do sistema cardiovascular, pois contribui para a pressão arterial
média (𝑃��). Além de poder ser determinada dividindo-se a área sob a curva de
pressão ao longo do tempo pelo intervalo considerado, costuma ser calculada da
seguinte forma:
𝑃�� = 𝑃𝑑 +(𝑃𝑠 − 𝑃𝑑)
3
(7)
onde Pd é a pressão diastólica e Ps é a pressão sistólica.
A entrada do sistema dos vasos periféricos corresponde à saída do sistema
arterial. Portanto, o fluxo sanguíneo nestes vasos é quase constante e sua pressão de
entrada é igual à de saída das artérias. Por outro lado, a pressão de saída do sistema
periférico corresponde à do átrio direito (a resistência proveniente das veias muitas
vezes é desprezada). Desta forma, obtemos:
𝑅 =(𝑃�� − 𝑃𝑎𝑑
)
𝑄𝑠≅
𝑃��
𝑄𝑠
(8)
onde 𝑃𝑎𝑑 é a pressão de átrio direito (que por vezes pode ser desprezada quando
comparada a 𝑃��).
Quando há variação no débito cardíaco, apenas o volume arterial terá
mudança instantânea; que por sua vez vai alterar sua pressão média até que seja
suficiente para que o fluxo constante para os vasos periféricos volte a ocorrer. A
influência da complacência arterial se faz presente na pressão arterial média,
determinando a nova pressão arterial instantânea. Assim, quanto maior a
complacência arterial, menor será a pressão instantânea e, por conseguinte, mais
lenta será a variação da pressão média arterial.
A complacência arterial desempenha papel também na pressão de pulso
arterial, sendo esta a amplitude entre as pressões sistólica e diastólica. A variação de
pressão diastólica para sistólica ocorre na fase de ejeção rápida do coração, quando
9
parte do volume de sangue descarregado pelo ventrículo esquerdo é retida nas
artérias elásticas e outra parte é escoada diretamente para as artérias periféricas no
mesmo período (Equação 9). Sendo assim, dada uma 𝑃�� constante (resistência
periférica e débito cardíaco inalterados), uma redução na complacência arterial
aumentaria a parcela de sangue escoada diretamente para as periferias. Porém, esta
mudança na complacência ainda resultaria em decréscimo na pressão diastólica e
acréscimo na pressão sistólica.
𝐶𝑎 =𝑑𝑉𝑎
𝑑𝑃𝑎∴ 𝑑𝑉𝑎 = 𝐶𝑎. 𝑑𝑃𝑎
(9)
𝑑𝑉𝑎
𝑑𝑡= 𝐶𝑎
𝑑𝑃𝑎
𝑑𝑡∴
𝑑𝑃𝑎
𝑑𝑡=
1
𝐶𝑎(𝑄𝑒 − 𝑄𝑠)
(10)
A Equação 10 mostra que se o coração for considerado uma bomba de
volume (Qe – Qs = constante), a variação temporal de pressão é inversamente
proporcional à complacência arterial.
2.2 – Hipertensão Arterial
A hipertensão arterial é uma doença degenerativa crônica de caráter
multifatorial, assintomática, cujos fatores podem ser genéticos, neuro-humorais,
ambientais e hemodinâmicos [2]. A mesma consiste de aumento sistêmico da pressão
sistólica e/ou diastólica, ou do chamado pulso de pressão arterial, sendo este a diferença
entre as pressões sistólica e diastólica. O Consenso Brasileiro de Monitorização da
Pressão Arterial considera normal a pressão sistólica/diastólica com valor de até
140/90 mmHg durante o dia e de até 120/80 mmHg durante a noite.
A hipertensão arterial frequentemente é vista como um fator de risco que leva a
doenças cardiovasculares. Isto ocorre principalmente porque:
I. O crescimento de alguma das pressões reduz a distensibilidade dos vasos, i.e.,
sua complacência;
II. O crescimento de alguma das pressões aumenta o esforço do coração para ejetar
o sangue para dentro dos vasos (a contração deve ser mais forte e/ou duradoura
para que a pressão arterial não supere a pressão ventricular durante a ejeção).
10
Como uma das causas desta condição é a redução na complacência dos vasos
(aumentando a pressão sobre as paredes internas dos mesmos quando o fluxo sanguíneo
ocorre), detectar tal alteração do sistema vascular é muito importante, visto que pode ser
ao mesmo tempo causa e consequência do processo de hipertensão. Por outro lado, este
fato torna mais difícil definir se a redução na complacência ocorreu devido à
hipertensão, ou por exemplo ao envelhecimento.
2.3 – Velocidade de Onda de Pulso
A velocidade de onda de pulso (VOP) é uma medida relacionada ao pulso de
sangue em artérias do corpo. Esta medida é realizada através da detecção da propagação
de uma grandeza relacionada ao pulso por pelo menos dois locais de medida com
distância determinada entre os mesmos. Após isso, o intervalo entre pontos similares
nos sinais é contabilizado, considerando a distância, segundo a expressão proposta por
Moens e Korteweg em 1878 [6]:
VOP =𝐷
𝑇= √
𝑡 . 𝐸
𝜌 . 𝑑
(11)
onde D é a distância entre os pontos de aquisição, T é o intervalo para propagação da
onda de um local para outro, t é a espessura da parede arterial, d é o diâmetro da artéria,
ρ é a densidade do sangue e E é o módulo de Young para elasticidade da parede arterial.
Asmar [5] relatou que as três grandezas relacionadas ao pulso que podem ser
medidas são pressão, fluxo e diâmetro no vaso estudado. Destas, a onda de pulso de
pressão é a mais utilizada para estimação de VOP.
Foi verificado que diversos fatores de risco como idade, hipertensão, gênero
masculino, anormalidades nas lipoproteínas e diabetes levam a alterações na VOP. Sob
alguma destas condições, as alterações geralmente ocorrem na impedância característica
e/ou na complacência dos vasos, sendo estas propriedades advindas principalmente de:
espessura e elasticidade da parede arterial e diâmetro arterial. É possível verificar tanto
a relação entre impedância característica e VOP, quanto entre complacência arterial e o
módulo de Young (que por sua vez relaciona-se diretamente à VOP).
𝑉𝑂𝑃 = 𝑍𝑐 . 𝜌 (12)
11
𝐸 =𝐷
ℎ
𝑑𝑃𝑎
𝑑𝐷𝑎=
1
𝐶𝑎
𝑑
𝑡
(13)
onde D é o diâmetro arterial durante a diástole e t é a espessura da parede arterial.
Sendo assim, a obtenção da VOP permite estimar alterações no sistema
cardiovascular através das equações 11 a 13. Na Figura 2.3 vemos a evolução do valor
de VOP de acordo com a pressão diastólica (diversos pontos da onda de pressão foram
utilizados em diferentes trabalhos na literatura para a medida de VOP – com correlação
resultante diferente entre cada ponto fiducial e VOP). Verifica-se o crescimento da VOP
seguindo o aumento na pressão diastólica a partir de pressão em torno de 50 mmHg.
Figura 2.3 – Relação entre pressão diastólica e VOP. Fonte: Asmar [5], adaptado de
Bramwell [7].
2.4 – Pulse Transit Time
Este parâmetro aponta o tempo para uma onda de pressão passar por dois locais
de medida em uma artéria. Portanto, esta medida pode ser relacionada com a VOP:
𝑉𝑂𝑃 =𝐷
𝑃𝑇𝑇= √
𝑡 𝐸
𝜌 𝑑
(14)
Todavia, este termo específico também é utilizado quando a maneira de
obtenção de tal intervalo emprega o sinal de ECG no lugar de um dos transdutores de
pressão. Geralmente, para a medida marca-se o tempo em que ocorre o pico do
complexo QRS no sinal de ECG e um momento característico de alguma grandeza no
outro local de medida (normalmente o dedo indicador). Como na medida tradicional de
VOP, frequentemente o segundo ponto é coletado com transdutores de pressão; para a
12
determinação do intervalo, diferentes trabalhos na literatura utilizaram diferentes pontos
característicos da onda de pressão (e às vezes do ECG): em [8-9] o primeiro ponto com
25% da altura total do pico de pressão foi escolhido; Wong [10] empregou os picos da
derivada do ECG e da derivada do sinal de pressão para a medida de PTT. Outro
trabalho encontrado na literatura, apesar de denominar a medida PTT, testou a
possibilidade de utilizar apenas o sensor de pressão (dispensando ECG), marcando os
dois picos do sinal proveniente deste sensor sobre a artéria radial [11].
2.5 – Eletrocardiograma
O eletrocardiograma expressa a progressão temporal de potencial elétrico entre
um par de pontos na superfície da pele. A origem dos potenciais elétricos está nos
impulsos cardíacos que ocorrem para manter seu funcionamento. Este sinal, obtido por
um eletrocardiógrafo, permite entender: a orientação anatômica do coração; o tamanho
relativo entre as câmaras (átrios e ventrículos esquerdo e direito); anomalias de ritmo e
condução; extensão, localização e progressão de isquemias (lesões em que o fluxo
sanguíneo é bloqueado por trombos) do miocárdio; efeitos de mudanças nos eletrólitos;
e influência de certos medicamentos [1].
A forma exata do sinal obtido depende do indivíduo, assim como do
posicionamento dos eletrodos de captação no corpo do mesmo. Entretanto, sua
configuração padrão é conhecida, a qual consiste das ondas P, QRS e T (Figura 2.4).
Figura 2.4 – Deflexões e intervalos característicos de eletrocardiograma típico
(adaptado de [12]).
13
Dentro desta forma padrão de ECG destacam-se algumas características:
I. Intervalo P-R: este intervalo representa o tempo entre o início da ativação atrial
e o início da ativação ventricular, durando normalmente entre 0,12 e 0,2 s;
II. Complexo QRS: despolarização do ventrículo (geralmente entre 0,06 e 0,1 s);
III. Segmento ST: todo o miocárdio ventricular encontra-se despolarizado. Como as
células possuem aproximadamente o mesmo potencial, a este segmento é
atribuído potencial “zero”;
IV. Intervalo Q-T: por vezes designado período de “sístole elétrica” dos ventrículos,
este intervalo reflete os potenciais de ação das células miocárdicas (possui
duração em torno de 0,4 s, porém varia inversamente com a frequência
cardíaca).
Uma vez que as sucessivas despolarizações e repolarizações elétricas descritas
acima resultam em contração e relaxamento do coração, elas estão também relacionadas
com o ciclo de pressão no sistema arterial que escoa o sangue do coração. Sendo assim,
o sinal de eletrocardiograma pode ser um dos pontos utilizados para estudar a
propagação da onda de pressão sobre tais artérias.
Os eletrodos para captação de ECG neste trabalho foram dispostos na
configuração CC5 (quintos espaços intercostais direito e esquerdo, com eletrodo de
referência acima da cicatriz umbilical), de forma a estarem suficientemente distantes
dos eletrodos de excitação de corrente de 50 kHz, para evitar interferência.
2.6 – Bioimpedância
Bioimpedância refere-se à generalização, para diversas frequências, da oposição
à passagem de corrente elétrica que um tecido biológico oferece quando sobre ele é
aplicada uma diferença de potencial [13]. Esta grandeza tem sentido e valor em estudos
fisiológicos quando o constituinte básico dos tecidos vivos é considerado: a célula. Sua
estrutura básica consiste de uma membrana fosfolipídica que separa o meio extracelular
do meio intracelular [14].
I. Meio Extracelular
O meio extracelular pode ser descrito como uma solução iônica, cujos íons
predominantes são o Na+ (cerca de 140 mM) e o Cl- (cerca de 100 mM). Fatores
14
químicos (como: variação na concentração dos íons supracitados ou de outros; pH
da solução) e físicos (como temperatura) influenciam a quantidade e a mobilidade
dos íons presentes no meio, o que determina a condutividade do mesmo.
II. Meio Intracelular
O meio intracelular possui concentração de íons parecida com a do meio
extracelular (180 meq/L contra 153 meq/L), porém neste meio os portadores de
carga mais importantes são K+, radicais livres (-) de proteínas e HPO4-2 + SO4
-2 +
ácidos orgânicos. Por outro lado, o meio intracelular abriga organelas, que possuem
membranas dielétricas em seu entorno; desta forma, estes componentes adicionam
propriedades capacitivas ao meio intracelular. Entretanto é geralmente aceito que o
meio intracelular se comporta apenas como um condutor iônico. Na tabela 2.1 são
expostas as concentrações de alguns dos principais eletrólitos presentes nos fluidos
corporais genéricos.
Tabela 2.1 – Concentração de eletrólitos em fluidos corporais. Fonte: Martinsen
[13]
Cátions
(meq/L)
Meio Ânions
(meq/L)
Meio
Extracelular Intracelular Extracelular Intracelular
Na+ 142 10 Cl- 103 4
K+ 4 140 HCO3- 24 10
Ca+2 5 10-4 Proteínas- 16 36
Mg+2 2 30 HPO4-2 +
SO4-2
+ ácidos
orgânicos
10
130 H+ 4x10-5 4x10-5
Total 153 180 Total 153 180
III. Membrana Celular
Além de dar forma à celula, a membrana celular empenha papéis primordiais
para a sobrevivência e desenvolvimento das funções de tal célula; papéis que estão
relacionados também ao comportamento elétrico desta bicamada fosfolipídica. Esta
camada com cerca de 7 nm permite a passagem de lipídios e água, porém
geralmente inibe o transporte de íons por ela (papel passivo). Sua composição
permite que seja representada como um dielétrico, o que confere à tríade meio
15
extracelular – membrana celular – meio intracelular, propriedades capacitivas
(condutor – dielétrico – condutor) (em torno de 1 µF/cm2).
Por outro lado, ao longo da membrana celular há outros componentes que
auxiliam nos papéis ativos da mesma, sendo estes as proteínas, organelas de
transporte e canais e bombas de íons. Destes, os dois últimos influenciam a
bioimpedância total da região da membrana celular.
Os canais de íons consistem em estruturas porosas que oferecem ou não
caminho para íons necessários ao funcionamento da célula através da membrana
celular. O controle de tais poros ocorre através de sinais biológicos elétricos ou
químicos.
As bombas de íons consomem energia para forçar íons para dentro ou fora
da célula através da membrana. Esta função é executada geralmente para controle da
pressão hidrostática celular.
Dado que estes dois tipos de componentes da membrana celular atuam
permitindo a passagem de íons por esta, tais componentes adicionam um caráter
condutivo a ela (estas vias alternativas ao dielétrico da membrana para condução
iônica são interpretadas como um condutor não-ideal em paralelo).
Segundo a composição e as funcionalidades expostas acima, um modelo elétrico
para o conjunto meio extracelular – membrana celular – meio intracelular pode ser
inferido (Figura 2.5):
Em baixas frequências (<1 kHz), a excitação de corrente flui muito pouco
através da membrana celular (Rm muito alto), percorrendo praticamente apenas o meio
extracelular. Em altas frequências (>1 MHz) a capacitância associada à membrana não
oferece reatância a passagem de corrente, de forma que ambos meios extra e
intracelulares conduzem significativamente.
16
Figura 2.5 – Equivalente elétrico do conjunto meio extracelular – membrana celular –
meio intracelular. Fonte: Ivorra [14].
Neste trabalho a frequência utilizada foi de 50 kHz; excitações em tal faixa de
frequência geralmente permitem que os efeitos capacitivo e resistivo da membrana
tenham influência (|𝑋𝐶𝑚| < 𝑅𝑚, porém não é verdade que |𝑋𝐶𝑚
| ≪ 𝑅𝑖).
É comum que, para melhor representação de variações de condutividade em
tecidos biológicos com a frequência, o capacitor no modelo seja substituído pelo
chamado Elemento de Fase Constante. A parte real da impedância deste componente
idealizado, além de sua reatância, depende da frequência. Entretanto, como este trabalho
utiliza técnica monofrequencial, a descrição do comportamento multifrequencial dos
tecidos biológicos não necessita ser profunda.
Uma das aplicações do estudo de bioimpedância é o monitoramento contínuo de
regiões do corpo para verificação de fenômenos anômalos, como acidentes vasculares.
Eventos deste tipo aumentam a quantidade de sangue na região estudada, o que
geralmente leva ao aumento na admitância total.
Este trabalho utiliza o mesmo conceito para aplicação de bioimpedância,
monitorando a propagação da onda de pressão de sangue na artéria radial: a cada pulso
ocorre dilatação ou contração ao longo de tal artéria, o que provoca variação da
admitância do local estudado em relação ao valor basal da mesma (após conformação
do pulso de pressão).
2.6.1 – Método de medida de bioimpedância
Na Figura 2.6 são apresentados três arranjos possíveis para os eletrodos em
medidas de bioimpedância e a difusão da corrente por uma seção quando nesta é
utilizado arranjo de quatro eletrodos.
17
a) Dois eletrodos. b) Três eletrodos.
c) Quatro eletrodos.
d) Linhas de densidade de
corrente. Figura 2.6 – Arranjos para medida de bioimpedância com a) dois eletrodos, b) três
eletrodos, c) quatro eletrodos; d) distribuição de linhas de densidade de corrente
entre dois dos quatro eletrodos [15].
Para a medida de bioimpedância de um determinado volume, existem três
tipos comuns de arranjo dos eletrodos: dois, três ou quatro eletrodos (Figuras 2.6.a-
c, respectivamente). A maneira de dispor os eletrodos de excitação e captação pelo
paciente (ou qualquer volume medido, biológico ou não) determina a forma com
que as linhas de densidade de corrente se propagam (Figura 2.6.d), o que influencia
o resultado da medida, pois a impeditividade de diferentes porções do volume é
contabilizada, e com pesos diferentes. O método empregado neste trabalho foi o de
quatro eletrodos (dois para excitação de corrente e dois para captação de tensão).
18
Capítulo 3
Materiais e Métodos
3.1 – Projeto
Uma vez que o presente trabalho representa uma nova abordagem para uma
mensuração alternativa do PTT, sem uso de transdutores de pressão, a completa
especificação do projeto não é conhecida, enquadrando-se o mesmo muito mais como
um trabalho de pesquisa. Desta forma, várias partes do desenvolvimento foram sendo
projetadas à medida aumentava-se o conhecimento sobre os sinais que deveriam ser
detectados.
A forma utilizada neste trabalho para medir o PTT deu-se a partir da onda R do
ECG (sístole cardíaca) até um ponto característico do sinal de bioimpedância na artéria
radial. Para atingir tal objetivo, foram desenvolvidos um sistema de captação de ECG e
um sistema monofrequencial de medida tetrapolar de bioimpedância. Na Figura 3.1 está
o diagrama de blocos de cada sistema, assim como as regiões corporais em que os
eletrodos foram posicionados.
Figura 3.1 – Esquema de posicionamento dos eletrodos e diagrama de blocos dos
sistemas de aquisição de ECG e bioimpedância (sinal de bioimpedância modificado de
[16]).
19
As tensões de alimentação de todos os circuitos deste trabalho foram +6 V e
-6 V (com a utilização de capacitores de desacoplamento de 560 nF e 47 µF). Os
amplificadores operacionais utilizados foram do modelo TL074 [17]. As simulações
computacionais para verificar a correção do projeto foram realizadas nos softwares
Cadence OrCAD Capture® e Cadence PSpice A/D® [18].
3.1.1 – Sistema de Medida de Bioimpedância
O sistema de medida de bioimpedância empregado neste trabalho pode ser
dividido em excitação de corrente com frequência de 50 kHz e captação de tensão
sobre a artéria radial do paciente, com filtragem para detecção da variação da
bioimpedância na região estudada (Figura 3.2).
Figura 3.2 – Diagrama de blocos do sistema de medida do sinal de bioimpedância.
I. Excitação
Este subsistema consiste de um oscilador senoidal na frequência de
50 kHz (conveniente para análise de bioimpedância, como dito anteriormente) e
de um conversor tensão-corrente, no caso um circuito integrado OTA
(Operational Transcoductance Amplifier) [19].
Oscilador
Para a geração do sinal de 50 kHz que excitará a região estudada
do paciente, este projeto empregou um oscilador Ponte de Wien [19].
Abaixo estão as equações que determinam o funcionamento deste
circuito, assim como a Figura 3.3, com o esquemático correspondente.
𝐴 = 𝑅1
𝑅2+
𝐶2
𝐶1+ 1
(15)
20
𝜔𝑜𝑠𝑐 = √1
𝑅1𝑅2𝐶1𝐶2
(16)
Figura 3.3 – Esquemático do circuito oscilador em ponte de Wien.
Na equações 15 e 16, A é o ganho para a manutenção da oscilação
(condição de oscilação) e ωosc é a frequência de oscilação do circuito (em
rad/s). Para redução dos graus de liberdade do problema foram
assumidos 𝑅1 = 𝑅2 e 𝐶1 = 𝐶2. Desta forma, a frequência de oscilação é
expressa por 𝜔𝑜𝑠𝑐 =1
𝑅1𝐶1, e a condição de oscilação torna-se 𝐴 = 3.
Foram escolhidos 𝐶1 = 1 𝑛𝐹 e 𝑅1 = 3,3 𝑘𝛺, de forma que 𝑓𝑜𝑠𝑐 =
48,23 𝑘𝐻𝑧. Para garantir que o sistema não seja estável (sinal de saída
decairia até 𝑣𝑜𝑠𝑐 = 0), foram escolhidos R3 e R4 para 𝐴𝑚á𝑥 > 3. Foram
escolhidos 𝑅3 = 15 𝑘𝛺 e 𝑅4 = 33 𝑘𝛺, então |𝐴𝑚á𝑥 (𝑗𝜔𝑜𝑠𝑐)| = 3,20. O
circuito empregado para o controle de amplitude (ganho menor em
amplitude maior) deu-se com um resistor R5 em série com dois diodos de
sinal em anti-paralelo; este foi colocado em paralelo com R4. Com intuito
de manter Amáx e Amín aproximadamente equidistantes da condição exata
de oscilação, foi escolhido 𝑅5 = 120 𝑘𝛺, obtendo-se |𝐴𝑚í𝑛(𝑗𝜔𝑜𝑠𝑐)| =
2,73.
O circuito foi simulado para verificação da forma de onda e da
frequência de oscilação (Figuras 3.4 e 3.5).
21
Figura 3.4 – Sinal de saída do oscilador ao longo do tempo.
Figura 3.5 – FFT do sinal de saída do oscilador com destaque para
frequência central.
Verificou-se um desvio na frequência de oscilação do circuito do
projeto teórico para a simulação, porém foi pequeno, o que não
influencia na medida da bioimpedância.
Conversor Tensão-Corrente
O circuito escolhido para fornecimento de corrente a partir da
tensão do oscilador foi o OTA. Este circuito recebe uma tensão
diferencial em suas entradas e impõe em sua saída uma corrente
proporcional à diferença:
𝐼𝑜 = 𝑔𝑚(𝑉+ − 𝑉−)
(17)
A constante de proporcionalidade gm pode ser ajustada através de
corrente de controle da polarização IABC do estágio diferencial de entrada
do OTA. Este circuito possui alta impedância de entrada e de saída,
como desejado.
22
A Figura 3.6 apresenta o esquemático do conversor tensão-
corrente.
Figura 3.6 – Esquemático do conversor tensão-corrente com remoção
de offset de corrente e de ressonância em alta frequência.
O OTA utilizado, CA3080 [20], possui pequena região linear de
operação, o que limita a entrada diferencial em cerca de 50 mV, criando
a necessidade de um divisor de tensão resistivo (R1 e R2) ser inserido
entre a saída do oscilador e uma de suas entradas. Após teste com a saída
do oscilador, cuja tensão de pico não foi projetada (controle de ganho
com diodos em anti-paralelo), foram escolhidos 𝑅1 = 56 𝑘𝛺 e 𝑅2 =
2,7 𝑘𝛺, o que garante sinal de entrada menor que 50 mV para 𝑣𝑜𝑠𝑐𝑝≤
1,09 V, o que foi suficiente quando implementado na prática.
A corrente IABC foi definida por um resistor 𝑅6 = 2,8 𝑘𝛺 (dois
resistores de 5,6 𝑘𝛺 em paralelo), o que mantém esta corrente abaixo do
limite do CA3080 para a mesma, de 2 mA. O ajuste dos resistores deu-se
com o oscilador e o divisor de tensão conectados, em busca de que a
corrente de pico na saída fosse de cerca de 1 mA, que é imperceptível
para o paciente e inofensiva ao tecido, enquanto a tensão resultante tem
ordem de grandeza maior que possíveis ruídos.
Após alguns testes, foi verificado um nível médio (DC, Direct
Current) de saída alto (próximo dos níveis de excursão, ~4 V) em
23
relação ao sinal de 50 kHz, e variante durante o início do funcionamento
do sistema. A primeira tentativa para compensação do offset foi ajuste
com divisores de tensão com potenciômetro entre +Vcc e -Vcc na entrada
do OTA. Entretanto, esta primeira tentativa não foi bem sucedida. Então,
foi elaborado um esquema de realimentação do circuito, a fim de reduzir
a tensão diferencial de entrada de acordo com o aumento de corrente
contínua na saída (ou seja, Ioff, pois o sinal de excitação tem frequência
próxima de 50 kHz). Para tal, a realimentação deu-se por um filtro passa-
baixas ativo de primeira ordem. A topologia e a equação deste filtro
estão expostas a seguir:
Figura 3.7 – Topologia de filtro ativo passa-baixas inversor.
𝑣𝑜
𝑣𝑖
(𝑠) = −𝑅2
𝑅1
1
𝑠𝐶𝑅2 + 1
(18)
Utilizando 𝑅3 = 10 𝑘𝛺, 𝑅4 = 560 𝑘𝛺 e 𝐶1 = 560 𝑛𝐹, produziu
ganho |𝐴𝑚á𝑥| = 56 e frequência de corte 𝑓𝑐 = 0,51 𝐻𝑧 em malha aberta.
Esta opção foi bem sucedida. Este filtro foi simulado em malha aberta
para verificar sua implementação, resultando em desvio não-
significativo.
Após a montagem na placa de circuito impresso, o sinal de saída
apresentou componente em alta frequência (>2 MHz); para eliminar esta
ressonância, um capacitor de 220 pF foi colocado na saída do circuito.
Esta solução funcionou como desejado.
A Figura 3.8 exibe a simulação do filtro ativo para remoção de
offset de corrente, em malha aberta.
24
Figura 3.8 – Resposta em frequência do filtro ativo para remoção de
offset de corrente.
II. Captação
Este subsistema consiste de um amplificador de instrumentação que
capta sinal de tensão associado à bioimpedância do antebraço e um demodulador
de amplitude (AM, Amplitude Modulation) síncrono, composto de um
comparador, uma chave analógica e um filtro passa-baixas.
Amplificador de Instrumentação
Este tipo de circuito possui altíssima impedância de entrada,
proveniente da configuração não-inversora, e permite ganho variável de
acordo com um resistor (RG) [19]. O circuito integrado utilizado neste
trabalho, INA128 [21], utiliza uma das topologias mais comuns para
amplificadores de instrumentação. A seguir está a equação para
dimensionamento de RG de acordo com o ganho desejado.
𝐺 = 1 +50 𝑘𝛺
𝑅𝐺
(19)
Era esperado que a seção de tecido humano na região estudada
tivesse até 500 Ω de impedância [13]. Portanto, o sinal de tensão
diferencial nas entradas do amplificador de instrumentação seria de até
0,5 V. Para obter melhor relação sinal-ruído, foi calculado RG (R1) para
que o limite da saída do amplificador de instrumentação estivesse em
torno de 3 V, ou seja 𝐺 = 6 (garante folga em relação aos limites de
excursão de ~6 V); com isso 𝑅1 = 10 𝑘𝛺.
25
Na Figura 3.9 está o esquemático do circuito com o amplificador
que capta a tensão do voluntário e filtro para remoção de offset de tensão.
Figura 3.9 – Esquemático da captação de tensão proveniente da
bioimpedância do segmento estudado.
Após o amplificador de instrumentação há um circuito passa-altas
passivo de primeira ordem para retirar o nível DC. O circuito possui
função de transferência
𝐻(𝑠) =𝑠𝐶𝑅
𝑠𝐶𝑅 + 1
(20)
Escolhendo 𝐶1 = 22 𝑛𝐹, foi selecionado um resistor que
respeitasse 𝑅 > 50𝑋𝐶 em 𝑓 = 50 𝑘𝐻𝑧, visando a baixa perda de sinal na
frequência acima. Então, foi utilizado 𝑅2 = 12 𝑘𝛺, o que resultou em
𝑓𝑐 = 602,9 𝐻𝑧.
As Figuras 3.10 e 3.11 mostram o desempenho simulado na
frequência do amplificador de instrumentação e do filtro passa-altas.
Figura 3.10 – Ganho implementado no amplificador de instrumentação
para uma faixa de 10 kHz abaixo e acima da frequência desejada.
26
Figura 3.11 – Resposta em frequência do filtro passivo para remoção de
offset de tensão.
Verificou-se na simulação que o amplificador de instrumentação
e o filtro de remoção de offset são adequados para a aplicação.
Comparador
O controle da chave analógica é feito de forma digital, portanto
dois níveis bem definidos e distintos são necessários para selecionar uma
das entradas. Como a excitação utilizada é gerada pelo oscilador (em
torno de 50 kHz), foi utilizado este mesmo sinal como entrada de um
amplificador operacional funcionando como comparador. Desta maneira
é gerado o sinal de controle que selecionará um entre os dois sinais
chegando à chave analógica de forma sincronizada à portadora.
A Figura 3.12 apresenta o esquemático do circuito comparador
com o sinal de entrada proveniente do oscilador.
Figura 3.12 – Esquemático do circuito comparador sincronizado com o
oscilador.
27
Como este circuito gera uma saída quadrada, para evitar que os
harmônicos contidos no mesmo influenciem na alimentação dos outros
circuitos do sistema, capacitores de 10 nF foram colocados diretamente
nos pinos de alimentação do circuito integrado do comparador.
A Figura 3.13 mostra a simulação dos sinais de saída no tempo
do oscilador e do comparador.
Figura 3.13 – Forma de onda da saída do comparador frente à saída do
oscilador.
O tempo de transição entre os dois níveis foi de cerca de 625 ns,
o que não impacta significativamente na seleção da chave analógica.
Pode-se verificar que houve atraso entre a entrada e a saída de 2,9 µs;
isto se repetiu na prática, o que levou a desbalanceamento no
chaveamento do sinal de bioimpedância captado.
Chave Analógica
A Figura 3.14 exibe o esquemático do circuito de chaveamento
do sinal de bioimpedância para demodulação.
A chave analógica funciona de forma muito parecida com a de
um multiplexador, selecionando uma entre N entradas, sendo escolhida
através de uma palavra digital de tamanho log2 N, porém sua saída
assume o valor da entrada, não se restringindo a dois valores. O circuito
integrado utilizado neste projeto é o CD4053 [22], que possui quatro
chaves binárias, ou seja, com duas entradas e um bit de seleção em cada.
28
Figura 3.14 – Esquemático do circuito de chaveamento do sinal
proveniente da bioimpedância para demodulação.
Os sinais nas entradas da chave são provenientes do amplificador
de instrumentação (sem nível médio): um é apenas a cópia do sinal
biológico, e o outro é a cópia invertida. Para tal foram utilizados um
buffer e um inversor, ambos implementados com amplificadores
operacionais.
Filtro Demodulador
Na Figura 3.15 está exposto o esquemático do filtro passa-baixas
para demodulação do sinal de bioimpedância depois de chaveado.
Figura 3.15 – Esquemático do filtro de demodulação do sinal
relacionado à bioimpedância.
Para que apenas o sinal referente à variação da bioimpedância
fosse extraída (devida ao fluxo de sangue), foi implementado um filtro
passa-baixas ativo com mesma topologia do controle de offset do
conversor tensão-corrente. Portanto, ganho unitário foi utilizado, e a
29
frequência de corte escolhida foi de 30 Hz, pois permite as frequências
fundamentais do sinal (da ordem de grandeza da frequência cardíaca, que
controla os pulsos de sangue), além de alguns harmônicos, permitindo
melhor definição quanto à forma de onda do sinal; além disso, a
frequência de corte está abaixo de 60 Hz, o que é recomendado, pois a
rede elétrica pode induzir no paciente sinal de mesma frequência, e assim
influenciar o resultado final, então esta deve ser mitigada. Foram
escolhidos 𝑅1 = 𝑅2 = 15 𝑘𝛺 e 𝐶 = 330 𝑛𝐹, o que implicou em 𝑓𝑐 =
32,15 𝐻𝑧.
A Figura 3.16 mostra o ganho deste filtro simulado para diversas
frequências. A simulação mostra que a frequência de corte obtida na
mesma esteve próxima da teórica.
Figura 3.16 – Resposta em frequência do filtro ativo para demodulação
do sinal de bioimpedância.
Filtros para Ganho
A tensão relacionada à variação da bioimpedância causada pela
onda de pressão no vaso é muito baixa (e.g. ~38 mΩ de variação mde
bioimpedância em um dos voluntários estudados). Por conseguinte, mais
dois estágios passa-baixas ativos foram utilizados, visando a mais
facilidade na visualização e tratamento digital. Ambos os estágios
possuem ganho maior (em torno de 150 para cada), porém neste caso
uma frequência de corte de 15 Hz foi utilizada, porque notou-se presença
de rede elétrica no sinal resultante em teste com a frequência de corte
anterior (30 Hz); o primeiro passa-baixas é não-inversor, enquanto o
30
segundo é um inversor puramente passa-baixas (sem zero real em
frequência não-infinita) (Figura 3.17).
Figura 3.17 – Esquemático do circuito de amplificação passa-baixas do
sinal proveniente da bioimpedância.
A seguir está a função de transferência do passa-baixas não-
inversor.
𝑣𝑜
𝑣𝑖
(𝑠) = 1 +𝑅2
𝑅1
1
𝑠𝐶𝑅2 + 1
(21)
onde vi é o sinal demodulado original. O segundo estágio passa-baixas é
de mesma topologia do filtro de demodulação. Foi arbitrado 𝐶2 = 𝐶4 =
330 𝑛𝐹, com isso 𝑅3 = 𝑅6 = 33 𝑘𝛺 e 𝑅2 = 𝑅5 = 220 𝛺, o que
implicou |𝐴1𝑚á𝑥| = 151 e |𝐴2𝑚á𝑥
| = 150 e 𝑓𝑐 = 14,61 𝐻𝑧.
Nas Figuras 3.18 e 3.19 estão as simulações de ganho ao longo da
frequência para o amplificador não-inversor e inversor, respectivamente.
Circuito passa-altas
Circuito passa-baixas
31
Figura 3.18 – Resposta em frequência do filtro ativo não-inversor para
ganho do sinal de bioimpedância.
Figura 3.19 – Resposta em frequência do filtro ativo inversor para
ganho do sinal de bioimpedância.
Entre o estágio passa-baixas de demodulação e o amplificador
passa-baixas não-inversor foi inserido um passa-altas passivo para retirar
o offset. Entre o amplificador passa-baixas não-inversor e o inversor
novamente há o filtro passa-altas passivo, desta vez seguido por um
buffer, para que não haja perda de sinal nem mudança na frequência de
corte do passa-altas, pois o passa-baixas inversor não possui impedância
de entrada alta. Após o último estágio de ganho foi incluído mais uma
vez o passa-altas passivo. Os componentes utilizados foram 𝑅1 = 𝑅4 =
𝑅7 = 470 𝑘𝛺 e 𝐶1 = 𝐶3 = 𝐶5 = 470 𝑛𝐹, o que levou a 𝑓𝑐 = 0,72 𝐻𝑧.
A Figura 3.20 mostra o ganho do filtro passa-altas ao longo da
frequência.
32
Figura 3.20 – Resposta em frequência do filtro passivo para remoção de
offset de tensão.
Todos os filtros simulados apresentaram comportamento
compatível com o esperado.
3.1.2 – Eletrocardiograma
A Figura 3.21 mostra o sistema completo de captação do
eletrocardiograma.
Figura 3.21 – Esquemático do sistema de aquisição de ECG (gerador de DRL e
amplificador passa-baixas implementados em circuitos integrados diferentes).
Como o eletrocardiograma trata-se de uma medida de um biopotencial
(sinal endógeno), só é necessário circuito de captação para obter este sinal. Para
adquiri-lo foram utilizados um amplificador de instrumentação, um filtro passa-
altas (C1 e R3) com buffer igual aos da Seção 3.1.1 – Bioimpedância – II.
Circuito passa-altas
Circuito passa-baixas
33
Captação – Filtros para Ganho e dois filtros passa-baixas inversores de
topologia encontrada na dita seção.
O amplificador de instrumentação utilizado foi novamente o INA128,
com RG dividido em dois resistores (R1 e R2), de forma que 𝑅𝐺 = 360 𝛺 (o que
leva a 𝐺 = 139,9). O ponto comum entre os resistores é ligado a um dos filtros
para derivar o sinal de drive de perna direita (Driven Right Leg, ou DRL), que
realimenta negativamente o sinal de modo comum no paciente para cancelá-lo.
Os componentes escolhidos empiricamente foram 𝐶3 = 330 𝑛𝐹, 𝑅6 = 56 𝑘𝛺 e
𝑅7 = 220 𝑘𝛺, o que implicou 𝑓𝑐 = 2,19 𝐻𝑧 e |𝐴𝑚á𝑥| = 3,93.
O outro filtro foi empregado após o amplificador de instrumentação
simplesmente para melhorar a leitura do sinal. A frequência de corte escolhida
foi 50 Hz, pois permite a frequência fundamental e os principais harmônicos
seguintes (neste caso a banda foi menos estreita que no circuito de
bioimpedância pois a relação sinal-ruído do ECG apresentou-se melhor).
Novamente os componentes foram escolhidos a partir de testes práticos,
resultando em 𝐶2 = 56 𝑛𝐹, 𝑅4 = 2,7 𝑘𝛺 e 𝑅5 = 56 𝑘𝛺, o que proporcionou
𝑓𝑐 = 50,75 𝐻𝑧 e |𝐴𝑚á𝑥| = 20,74.
As Figuras 3.22 a 3.24 exibem a simulação do ganho ao longo da
frequência do amplificador de instrumentação e dos amplificadores passa-baixas
(em malha aberta) para geração de DRL e para ganho, respectivamente.
Figura 3.22 – Ganho implementado no amplificador de instrumentação na faixa
de frequência desejada para captação de ECG.
34
Figura 3.23 – Resposta em frequência do filtro ativo para geração do sinal de
DRL.
Figura 3.24 – Resposta em frequência do filtro ativo para amplificação do sinal
de ECG.
As simulações do amplificador de instrumentação e dos filtros
condisseram com os valores esperados.
3.1.3 – Aquisição
Para adquirir os sinais de bioimpedância e ECG ao longo de um período e
digitalizá-los, foi utilizada a placa modelo NI USB-6009 da marca National
Instruments® [23]. A frequência de amostragem utilizada foi de 1 kHz e o tempo de
aquisição para ambos sinais foi de 10 s. Os sinais foram adquiridos e processados online
através do software LabVIEW [24].
35
3.2 – Avaliação
Com intuito de verificar respectivamente o cumprimento dos objetivos
específicos e do objetivo geral, foram executados dois tipos de avaliação:
I. Checar em bancada o funcionamento de alguns circuitos do grande sistema de
medida de bioimpedância e de ECG;
II. Examinar voluntários em busca de valores de PTT e comparar os resultados
obtidos com trabalhos na literatura, considerando a faixa etária do voluntário.
Deve ser ressaltado que como o intuito do circuito era uma medição temporal,
isto é, o tempo entre o complexo QRS do ECG e o pico do sinal da variação de
bioimpedância, não é necessário realizar-se um procedimento de calibração do medidor
de bioimpedância.
3.2.1 – Circuitos
O osciloscópio Tektronix TDS1001B® [25] foi utilizado para verificar o
comportamento dos sistemas de bioimpedância e de ECG.
A tabela 3.1 mostra os circuitos testados em bancada e suas respectivas
propriedades avaliadas.
Tabela 3.1 – Propriedades avaliadas para cada circuito pertinente
Circuito Propriedades Avaliadas
Oscilador Frequência de oscilação
Distorção Harmônica Total (THD)
Forma de onda
Comparador Forma de onda
Conversor tensão-corrente Corrente de pico
Offset
Filtros Frequência de corte
Ganho máximo
Amplificadores de Instrumentação Ganho ao longo de faixa de frequência
pertinente
Chave Analógica Forma de onda na saída
Para a estimativa da THD foram consideradas as contibuições dos três
maiores harmônicos (V2 a V4) após a frequência fundamental e a contribuição desta
(V1), levando à seguinte equação:
36
𝑇𝐻𝐷 =√𝑉2
2 + 𝑉32 + 𝑉4
2
𝑉1
(22)
I. Bioimpedância
Para avaliar o conversor tensão-corrente, o amplificador de
instrumentação (parcialmente), o filtro demodulador (parcialmente) e a chave
analógica, foi implementado o circuito da Figura 3.25 (o amplificador de
instrumentação pertence ao sistema de captação de bioimpedância):
Figura 3.25 – Esquemático do circuito para teste do conversor tensão-corrente.
Os filtros passa-altas e passa-baixas, assim como o amplificador de
instrumentação, foram testados com sinais provenientes do gerador de bancada.
Os sinais de entrada de cada circuito serão exibidos com suas respectivas saídas
no Capítulo 4 – Resultados.
II. Eletrocardiograma
Todos os circuitos do sistema de ECG foram testados utilizando o
gerador de bancada. O circuito de geração do sinal de DRL não foi testado, pois
sua eficácia só pode ser verificada quando aplicado diretamente em pacientes.
3.2.2 – Sistema Completo
A avaliação do sistema de medição do PTT por bioimpedância foi realizada
por meio de medidas em nove voluntários (procedimento aprovado no Comitê de
Ética em Pesquisa do Hospital Universitário Clementino Fraga Filho sob o número
1.343.260). Cada voluntário foi monitorado por 10 s e o cálculo do PTT foi
realizado automaticamente, no fim sendo obtida sua média. Os valores de PTT
foram obtidos em milissegundos.
37
As medidas foram realizadas com o voluntário sentado, após 5 minutos de
repouso, e após leitura e assinatura do Termo de Consentimento Livre e Esclarecido.
Nas regiões de aplicação dos eletrodos foi feita remoção do estrato córneo com
abrasão feita por gaze embebida em álcool. Os eletrodos utilizados para a captação
de ECG e de bioimpedância foram da marca Covidien/Kendall – Meditrace®
(modelo 200 – Adulto) [26]. Devido à grande sensibilidade do sistema, atribuída ao
alto ganho total do sistema de captação de bioimpedância, foi recomendado que o
voluntário ficasse em apneia para a medida do PTT.
Como visto anteriormente, alguns trabalhos na literatura que mediram PTT o
fizeram marcando pontos diferentes na onda de pressão sobre o local estudado.
Portanto, a fim de tornar a avaliação deste trabalho mais robusta, os sinais de ECG e
bioimpedância foram adquiridos digitalmente e estudados online, tomando o pico do
sinal de bioimpedância e o pico da derivada de tal sinal (temporalmente próximo do
pico do sinal original) para a estimativa do PTT. Em ambos os casos, foi descontado
ou não o chamado Pre-Ejection Period (PEP), que é o intervalo entre a atividade
elétrica de despolarização principal do coração (marcada como onda R no ECG) e a
abertura da válvula aórtica; este intervalo foi estimado segundo os resultados
obtidos por Paiva et al. [27] – 47,55 ms (melhor ajustado para pessoas com cerca de
22 anos).
Além disso, foi descontada a diferença entre o atraso de grupo no sistema de
captação de bioimpedância e o atraso de grupo no sistema de captação de ECG. Isto
ocorre pois no sistema de captação de bioimpedância três filtros passa-baixas de 1ª
ordem foram empregados, enquanto no de ECG apenas um filtro de mesmo tipo foi
implementado. Considerando a menor frequência pertinente para a medida (1Hz),
que produz maior atraso entre os sinais resultantes de cada sistema, o desconto
utilizado foi de 23 ms (obtido teoricamente).
Para que a influência do tamanho do voluntário fosse reduzida (maiores
segmentos levam a aumento nos valores de PTT, sem implicar em menor VOP), os
valores de PTT adquiridos foram normalizados segundo a equação a seguir:
𝑃𝑇𝑇𝑓 =𝑃𝑇𝑇. ℎ0
ℎ
(23)
onde PTTf é a medida normalizada, h (em cm) é a altura do voluntário, e h0 é a
altura normal – sendo esta assumida por 170 cm.
38
Na Figura 3.26 está exposto o ambiente desenvolvido em LabVIEW para
aquisição e processamento dos sinais.
Figura 3.26 – Painel frontal do sistema desenvolvido em LabVIEW para aquisição
em tempo real do sinal de bioimpedância e de ECG e aquisição e processamento
online para cálculo automático do PTT.
39
Capítulo 4
Resultados
4.1 – Medidas de Bancada
4.1.1 – Bioimpedância
I. Oscilador
Na Figura 4.1 é apresentada a saída do oscilador durante teste de
bancada, no tempo e na frequência, respectivamente.
a)
b)
Figura 4.1 – Saída do circuito oscilador no domínio a) do tempo e b) da frequência.
A frequência obtida na prática (46,17 kHz) condisse com a teórica
(48,23 kHz).
𝑇𝐻𝐷 =√(2,993 × 10−3)2 + (2,667 × 10−2)2 + (3,358 × 10−3)2
1,5
𝑇𝐻𝐷 = 1,803 × 10−2 = 1,803%
A THD obtida mostra que quase toda a energia presente no sinal
proveniente do oscilador está contida na frequência desejada.
II. Comparador
Na Figura 4.2 está exposto o sinal de saída do circuito comparador, cuja
entrada corresponde à saída do oscilador.
Verificou-se que a frequência do comparador (46,10 kHz) seguiu a do
oscilador (46,17 kHz). Entretanto, o semiciclo positivo (~10 µs) teve maior
40
duração que o negativo (~7 µs), o que tornou a forma de onda da saída da chave
analógica de demodulação diferente da esperada.
Figura 4.2 – Saída do circuito comparador com entrada ligada ao circuito
oscilador.
III. Conversor Tensão-Corrente e Amplificador de Instrumentação
A Figura 4.3 exibe a comparação prática entre entrada de teste e saída do
amplificador de instrumentação de captação de bioimpedância. A Figura 4.4
expõe a saída do mesmo amplificador quando o esquema da Figura 3.25 é
implementado.
a)
b)
c)
d)
Figura 4.3 – a) entrada e b) saída do amplificador de instrumentação para
entrada com frequência abaixo (36,0 kHz) da central (46,10 kHz). Entrada c) e
saída d) do amplificador de instrumentação para entrada com frequência acima
(56,11 kHz) da central.
41
a)
b)
Figura 4.4 – Saída do amplificador de instrumentação em esquema da Figura
3.25 com resistor de a) 50 Ω e de b) 100 Ω em sua entrada.
O ganho obtido no amplificador de instrumentação foi de:
𝐺 =7,40
1,23= 6,016
Que mostra que o amplificador de instrumentação pode ser utilizado na faixa de
frequência desta aplicação.
Com o valor de ganho, pode-se estimar também a corrente de saída de
pico do conversor tensão-corrente:
𝐼𝑜50𝛺=
0,564
6,016 × 50 × 2= 0,9375 𝑚𝐴
𝐼𝑜100𝛺=
1,10
6,016 × 100 × 2= 0,9142 𝑚𝐴
𝐼𝑜 ≅𝐼𝑜50𝛺
+ 𝐼𝑜100𝛺
2=
0,9375 × 10−3 + 0,9142 × 10−3
2= 0,9258 𝑚𝐴
Verificou-se que o ganho do amplificador de instrumentação foi muito
próximo do projetado (6) ao longo da faixa de frequência de operação. A
corrente de saída obtida foi 7,42% menor que o desejado (1 mA), porém o
menor sinal de excitação não resultou em muito menor amplitude, nem em baixa
relação sinal-ruído após captação.
IV. Filtro Passa-altas de Alta Frequência
Na Figura 4.5 são comparados o sinal de entrada na banda passante do
filtro passa-altas de alta frequência, e o sinal de saída em sua frequência de
corte.
42
a)
b)
Figura 4.5 – a) sinal de entrada na banda passante do filtro passa-altas de alta
frequência e b) saída na frequência de corte.
A frequência de corte resultante (637,8 Hz) foi 5,79% maior que a
projetada (602,9 Hz). Porém, tal diferença não influenciou na medida, dado que
o sinal desejado estava em torno de 46 kHz.
V. Chave Analógica
A Figura 4.6 apresenta a saída da chave analógica durante teste
empregando o esquema da Figura 3.25.
a)
b)
Figura 4.6 – Saída da chave analógica para demodulação utilizando esquema da
Figura 3.25 com resistor de a) 50 Ω e b) 100 Ω.
Pode-se verificar que o sinal não foi perfeitamente retificado devido à
diferença entre semiciclo positivo e negativo no sinal de seleção proveniente do
comparador. Isto acarreta em menor nível médio após o filtro demodulador.
Além disso, houve pequena interferência de sinal de alta frequência de maneira
intermitente. A mesma não influenciou no sinal resultante pois é eliminada pelo
filtro demodulador.
VI. Filtro Demodulador
A Figura 4.7 mostra entrada de teste na banda passante do filtro de
demodulação e saída do mesmo quando a entrada aplicada está em sua
frequência de corte.
43
a)
b)
Figura 4.7 – a) entrada na banda passante do filtro de demodulação. Saída do
filtro b) para entrada na frequência de corte.
A Figura 4.8 mostra a saída do filtro durante teste empregando o
esquema da Figura 3.25.
a)
b)
Figura 4.8 – Saída do filtro demodulador utilizando esquema da Figura 3.25
com resistor de a) 50 Ω e de b) 100 Ω.
A frequência de corte obtida na prática (33,68 Hz) no filtro de
demodulação foi próxima da teórica (32,15 Hz), com desvio de 4,76%.
Considerando a Figura 4.6 e as Figuras 4.8.a-b, este filtro é capaz de obter o
nível médio de um sinal “retificado em onda completa”.
VII. Filtros Passa-altas de Baixa Frequência
A Figura 4.9 exibe as entradas de teste na banda passante dos filtros
passa-altas de baixa frequência, assim como as saídas correspondentes a entrada
na frequência de corte dos mesmos.
44
a)
b)
c)
d)
e)
Figura 4.9 – Entradas na banda passante: a) do 1º filtro passa-altas de baixa
frequência; b) do 2º e do 3º filtro. Saída do c) 1º, d) 2º e e) 3º filtro passa-altas
de baixa frequência, para entrada na frequência de corte.
As frequências de corte do 1º ao 3º filtro passa-altas (925,9 mHz,
961,5 mHz e 925,9 mHz, respectivamente) foram 28,6%, 33,5% e 28,6% maior
que o projetado (0,72 Hz).
Se o desvio fosse um pouco maior, poderia ocorrer redução relevante do
harmônico fundamental quando a frequência cardíaca do paciente é baixa (cerca
de 60 bpm, ou seja, 1 Hz), dado que a atividade detectada no sinal de
bioimpedância ocorre seguindo a sístole do ventrículo esquerdo do coração.
45
VIII. Filtros Passa-baixas para Ganho
A Figura 4.10 apresenta os sinais de entrada de teste dos filtros passa-
baixas para ganho, em sua banda passante. Além disso, apresenta o sinal de
saída de cada filtro para entrada em sua banda passante e para entrada na
frequência de corte.
a)
b)
c)
d)
e)
f)
Figura 4.10 – Entradas na banda passante: a) do 1º e b) do 2º filtro passa-baixas
de ganho. Saída para sinal de entrada na banda passante c) do 1º e d) do 2º
filtro, e em suas respectivas e-f) frequências de corte.
Os ganhos obtidos no 1º e 2º filtros passa-baixas foram, respectivamente:
|𝐴𝑣1| =
5,72
42,4 × 10−3= 134,9
|𝐴𝑣2| =
5,40
41,6 × 10−3= 129,8
Deve-se lembrar que o segundo filtro não possui impedância de entrada
alta (220 Ω), então devemos considerar a impedância de saída do gerador de
sinal da bancada – 50 Ω. Portanto, ao invés de 150, o ganho teórico nesta
configuração é:
46
|𝐴𝑣2| =
33 × 103
270= 122,2
Sendo assim, o ganho obtido no primeiro amplificador foi 10,6% menor
que o projetado (151), enquanto o ganho obtido no segundo amplificador foi
6,21% maior que o projetado.
As frequências de corte obtidas nos filtros foram respectivamente
17,86 Hz e 16,18 Hz, ou seja, 22,2% e 10,7% maior que o projetado (14,61 Hz).
Tanto o desvio no ganho máximo, quanto na frequência de corte, não
afetaram a qualidade do sinal medido no voluntário.
4.1.2 – Eletrocardiograma
I. Amplificador de Instrumentação
A Figura 4.11 expõe sinais na entrada do amplificador de instrumentação
em frequência acima e abaixo da faixa principal do sinal de ECG, com sua saída
correspondente.
O ganho obtido no amplificador de instrumentação foi de:
𝐺 =7,60
5,46 × 10−3= 139,2
O ganho obtido na prática seguiu o teórico (139,9) em duas frequências além da
faixa principal do sinal desejado (1-2 Hz), o que sugeriu que este circuito é
compatível com a aplicação.
II. Filtro Passa-altas
A Figura 4.12 exibe a comparação entre entrada na banda passante do
filtro passa-altas e saída do mesmo quando a entrada está em sua frequência de
corte.
A frequência de corte do filtro passa-altas (961,5 mHz) foi 33,5% maior
que o projetado (0,72 Hz). A causa para isto pode ter sido a mesma dos filtros
passa-altas de baixa frequência do sistema de bioimpedância. Além disso, a
frequência fundamental do sinal desejado (neste caso o ECG) também seria
reduzida, se o desvio na frequência de corte fosse maior.
47
a)
b)
c)
d)
Figura 4.11 – Entrada de sinal no amplificador de instrumentação com
frequência a) abaixo (450,5 mHz) e b) acima (20 Hz) da faixa principal
(1-2 Hz), e c-d) suas respectivas saídas.
a)
b)
Figura 4.12 – a) entrada na banda passante do filtro passa-altas e b) saída para
sinal na frequência de corte.
48
III. Filtro Passa-baixas para Ganho
Na Figura 4.13 são apresentados respectivamente: o sinal de teste de
entrada na banda passante do filtro passa-baixas para ganho, sua saída para esta
entrada, e sua saída quando em sua entrada é aplicado sinal em sua frequência de
corte.
a)
b)
c)
Figura 4.13 – a) entrada de sinal na banda passante do filtro passa-baixas para
ganho, b) sua respectiva saída, e c) saída para sinal de entrada na frequência de
corte do filtro.
O ganho obtido no filtro passa-baixas foi:
|𝐴𝑣1| =
6,44
0,310= 20,77
O ganho prático deste circuito seguiu o projetado (20,74).
A frequência de corte obtida (53,42 Hz) foi 5,26% maior que a esperada
(50,75 Hz), o que poderia ter aumentado a presença de ruído de 60 Hz. No
entanto, esta diferença não influenciou na aquisição do ECG.
4.2 – Medidas em Voluntários
A Figura 4.14 mostra o painel frontal do sistema desenvolvido em LabVIEW
após aquisição em um voluntário:
49
Figura 4.14 – Painel frontal da aplicação em LabVIEW durante a medida em um
voluntário.
Na tabela 4.1 estão explicitados os dados adquiridos de um dos voluntários em
uma tabela .xlsx gerada automaticamente pelo programa criado no LabVIEW. Para os
valores desta tabela ainda não houve desconto do PEP.
Os valores médios dos PTTs adquiridos (com desconto de PEP) referentes a
cada voluntário estão contidos na tabela 4.2. Estes dados ainda não foram normalizados
segundo a altura da pessoa.
Tabela 4.1 – Tabela padrão com dados pertinentes para o cálculo de PTT gerada
automaticamente pelo sistema desenvolvido no LabVIEW
Idade Altura (cm) ECG-dBioZ/dt ECG-BioZ Média_ECG-dBioZ/dt Média_ECG-BioZ
50 172 188,9 211,7 185,7 222,4
195,1 212,1
184,8 221,3
185,2 226,7
212,5 233,1
209,3 224,1
187,4 223,4
199,4 219,8
190,3 227,2
121,3 223,4
192,6 217,5
161,5 228,0
50
Tabela 4.2 – Idade, altura e PTT médio adquirido a partir do sinal de ECG para o sinal
de bioimpedância e para a derivada deste
Voluntário Idade Altura (cm) PTT_ECG-dBioZ/dt PTT_ECG-BioZ
1 18 172 139.6 177.4
2 21 162 96.7 124.9
3 23 167 136.4 160.5
4 25 167 124.6 179.6
5 28 169 143.0 172.4
6 32 184 124.1 169.9
7 41 180 143.6 175.6
8 50 172 138.1 174.8
9 51 154 86.0 115.2
A Figura 4.15 exibe a evolução dos PTTs medidos de acordo com a idade do
voluntário examinado, junto de suas respectivas tendências (a partir de regressão linear).
Figura 4.15 – Progressão segundo a idade do PTT medido utilizando ECG e
bioimpedância e utilizando ECG e derivada da bioimpedância, com sua reta de
tendência correspondente.
Os dados após normalização a partir da altura do voluntário estão exibidos na
tabela 4.3.
80
100
120
140
160
180
200
18 21 23 25 28 32 41 50 51
PT
T (
ms)
Idade (anos)
ECG-dBioZ/dt
ECG-BioZ
Tendência
ECG-dBioZ/dt
Tendência
ECG-BioZ
51
Tabela 4.3 – Média de PTT de acordo com a idade, após normalização a partir da altura do
voluntário
Voluntário Idade Altura (cm) PTTf_ECG-dBioZ/dt PTTf_ECG-BioZ
1 18 172 138.0 175.4
2 21 162 101.4 131.0
3 23 167 138.8 163.4
4 25 167 126.8 182.8
5 28 169 143.8 173.4
6 32 184 114.6 157.0
7 41 180 135.6 165.8
8 50 172 136.5 172.8
9 51 154 95.0 127.2
A Figura 4.16 exibe a evolução dos PTTs medidos (e normalizados) de acordo
com a idade do voluntário examinado, junto de suas respectivas tendências (a partir de
regressão linear).
Figura 4.16 – Progressão segundo a idade do PTT medido utilizando ECG e
bioimpedância e utilizando ECG e derivada da bioimpedância, após normalização, com
sua reta de tendência correspondente.
80
100
120
140
160
180
200
18 21 23 25 28 32 41 50 51
PT
Tf(m
s)
Idade (anos)
ECG-dBioZ/dt
ECG-BioZ
Tendência
ECG-dBioZ/dt
Tendência
ECG-BioZ
52
Capítulo 5
Discussão
5.1 – Medidas de Bancada
Os testes técnicos dos circuitos que compõem o sistema proposto neste trabalho
reproduziram de maneira aceitável o comportamento projetado. Mesmo assim, há
ressalvas, uma vez que alguns destes circuitos produziram discrepância entre teoria e
prática. Os circuitos com diferenças mais destacáveis estiveram no sistema de captação
de bioimpedância, sendo estes: o comparador, os filtros passa-altas de baixa frequência,
e o filtro ativo passa-baixas não-inversor.
Pode-se ressaltar o atraso e o desbalanceamento no chaveamento entre transição
positiva e negativa que ocorreram no circuito comparador. Entretanto, estes desvios não
influenciaram negativamente a captação da variação da bioimpedância na região
estudada. Ainda assim, este comportamento imperfeito pode ser corrigido com a busca
por um amplificador operacional de maior velocidade.
Os filtros passa-altas de baixa frequência apresentaram grande discrepância
entre teoria e prática em suas frequências de corte; isto pode ter ocorrido devido à alta
resistência utilizada para produzir tal frequência de corte baixa, aliado à impedância de
entrada não-infinita do amplificador operacional configurado como buffer colocado
após o filtro (apesar de ser de fato altíssima – da ordem de 1012 Ω). Mesmo com estas
diferenças, a frequência fundamental (~1 Hz) dos sinais filtrados não foi atenuada a
ponto de dificultar a detecção da mesma.
O filtro não-inversor para ganho apresentou grande diferença em sua frequência
de corte, assim como em seu ganho, porém de maneira menor. Este fato pode ter
ocorrido devido à imprecisão dos componentes utilizados (este circuito possui um zero
em frequência mais alta que o polo, portanto se este for elevado e aquele reduzido, a
atenuação pode ocorrer com taxa diferente do esperado).
53
5.2 – Medidas em Voluntários
O bloco de captação de bioimpedância, por ser muito sensível devido ao alto
ganho dos últimos estágios, sofreu influência do ambiente em que a medida ocorreu
durante alguns testes prévios; estas ocorreram tanto diretamente pela rede elétrica
(alimentação), quanto por indução eletromagnética de lâmpadas eletrônicas próximas.
Após mudar o esquema de alimentação para pilhas, a qualidade do sinal obtido
melhorou. Mesmo assim, quando lâmpadas eletrônicas estavam ligadas muito próximas
do local de medida, era notada interferência, que cessou depois destas serem desligadas.
Aprimoramentos no layout da placa de circuito impresso utilizada para o circuito podem
tornar o sistema mais robusto em ambientes propensos a gerar ruído.
Houve uma tentativa de medida em voluntário em que a captação de ECG
falhou. Isto pode estar relacionado ao sobrepeso do voluntário estudado no caso; uma
possível solução é buscar outra configuração de eletrodos que esteja distante o
suficiente da excitação de corrente, mas que não leve o ECG a ser influenciado por
quantidade maior de tecido adiposo.
Os resultados apresentados nas tabelas 4.2 e 4.3 foram semelhantes aos de outros
trabalhos na literatura, dependendo do método utilizado.
A faixa de valores das médias de PTT calculado do pico R do ECG para o pico
da derivada de bioimpedância, normalizadas ou não, foram próximas das obtidas por
Zhang [11] – variando de 140 ms a 100 ms ao longo da faixa de idade dos voluntários.
Entretanto, não é possível diferenciar neste trabalho o PTT obtido para homens e
mulheres, dado que a população feminina foi metade da masculina, e principalmente
porque a população no total é pequena – com intuito apenas de validar o sistema de
medida proposto, não o método em si. Zhang [11] utilizou o intervalo entre os dois
picos de um sinal de pressão sobre a artéria radial para estimar PTT.
Por outro lado, Wong [10] estimou PTT com o intervalo entre os picos das
derivadas de ECG e pressão, obtendo de média 217,1 ms, o que é próximo da média
geral deste trabalho sem descontar o PEP (47,55 ms) – 208,7 ms sem normalização, e
208,8 ms com normalização.
Acima de tudo, a tendência obtida nas Figuras 4.15 e 4.16 indica decrescimento
no valor de PTT com o aumento da idade, que está relacionado, assim como a
hipertensão, à degeneração da complacência arterial.
54
Capítulo 6
Conclusão
Os resultados apresentados no Capítulo 4, juntos da discussão desenvolvida no
Capítulo 5, mostram que todos os objetivos específicos foram atingidos com sucesso, e
indicam que a aplicação do sistema desenvolvido neste trabalho também foi bem-
sucedida, cumprindo o objetivo principal. Estes fatos implicam a princípio na
capacidade deste sistema de coletar o PTT de pacientes, permitindo verificar o tempo de
progressão do pulso de pressão ao longo das grandes artérias e, por conseguinte, permite
a avaliação do estado das artérias da pessoa avaliada. Entretanto, todo o sistema só
poderá ser validado após aquisição de dados em maior quantidade de voluntários,
confirmando ou não a aplicabilidade do mesmo para a coleta de PTT.
Além disso, evoluções no sistema mostram-se válidas e necessárias. Estas
evoluções podem ser implementadas: no circuito, como no layout da placa de circuito
impresso, visando reduzir a suscetibilidade a ruídos e interferências; no sistema de
aquisição, para torná-lo confiável para coletas de longa duração e monitoramento
contínuo, e talvez aprimorar a estética do sistema; e no método de medida em si, com
teste de outras posições para os eletrodos de excitação e captação de bioimpedância –
para tentar melhor a relação sinal-ruído – e para os eletrodos de captação de ECG – para
que a medida seja possível em pessoas com qualquer estrutura corporal.
55
Bibliografia
1. Berne, R.M. e Levy, M.N. “Fisiologia”, 1996. 3ª Edição. Editora Guanabara
Koogan. Rio de Janeiro-RJ.
2. Ferreira, A.S. “Comportamento da Velocidade de Onda de Pulso e da Complacência
Estimada em Modelo Experimental e Indivíduos Normais e Hipertensos”. Diss.
Dissertação de M. Sc., Universidade Federal do Rio de Janeiro, RJ, BR, 2002.
3. Okuno, E.; Caldas, I.L. e Chow, C. "Física para ciências biológicas e
biomédicas." Física para ciências biológicas e biomédicas. 1986.
4. Nichols, W. and M. O’Rourke. “McDonald’s Blood Flow in Arteries: Theoretical,
practical and clinical principles.” (1998).
5. Asmar, R.; O'Rourke, M. and Safar, M. “Arterial stiffness and pulse wave velocity
clinical applications”. Éditions scientifiques et médicales Elsevier, 1999.
6. Ferreira, A.S. “Comportamento da Velocidade de Onda de Pulso e da Complacência
Estimada em Modelo Experimental e Indivíduos Normais e Hipertensos”. Diss.
Dissertação de M. Sc., Universidade Federal do Rio de Janeiro, RJ, BR, 2002.
7. Bramwell, J.C.; Downing, A.C. and Hill, A. “The effect of blood pressure on the
extensibility of the human artery.” Heart 10 (1923): 289.
8. Pitson, D.J. et al. “Changes in pulse transit time and pulse rate as markers of arousal
from sleep in normal subjects”. Clinical Science 87.2 (1994): 269-273.
9. Pitson, D.J. and Stradling, J.R. “Value of beat-to-beat blood pressure changes,
detected by pulse transit time, in the management of the obstructive sleep
apnoea/hypopnoea syndrome”. European Respiratory Journal 12.3 (1998): 685-692.
10. Wong, M.Y.-M., Poon, C.C-Y. & Zhang, Y-T. “An Evaluation of the Cuffless
Blood Pressure Estimation Based on Pulse Transit Time Technique: a Half Year
Study on Normotensive Subjects”. Cardiovasc Eng (2009) 9: 32.
11. Zhang, Y.-L. et al. “Radial pulse transit time is an index of arterial stiffness”. 2011,
Nature’s Hypertension Research volume 34, pages 884–887.
12. Wikipedia. https://en.wikipedia.org/wiki/Electrocardiography. Acessado em
26/08/2018.
13. Martinsen, O.G. and Grimnes, S. “Bioimpedance and bioelectricity basics”.
Academic press, 2011.
56
14. Ivorra, A. “Bioimpedance monitoring for physicians: an overview.” Centre Nacional
de Microelectrònica Biomedical Applications Group 11 (2003): 17.
15. Martinsen, O.G. “Bioimpedance basics”. Curso oferecido pela Universidade do
Estado de Santa Catarina. Aula 5: Electrodes Systems.
16. Buxi, D.; Redouté, J.-M. and Yuce, M.R. “A survey on signals and systems in
ambulatory blood pressure monitoring using pulse transit time”. 2015 Institute of
Physics and Engineering in Medicine, IOP Science.
17. Texas Instruments Incorporated. http://www.ti.com/lit/ds/symlink/tl072.pdf.
Acessado em 01/08/2018.
18. Cadence Design Systems, Inc. https://www.orcad.com/pt. Acessado em 01/08/2018.
19. Sedra, A.S. and Smith, K.C. “Microelectronic circuits”. Vol. 1. New York: Oxford
University Press, 1998.
20. Renesas Electronics Corporation. https://www.intersil.com/content/dam/Intersil/
documents/ca30/ca3080-a.pdf. Acessado em 01/08/2018.
21. Texas Instruments Incorporated. http://www.ti.com/lit/ds/symlink/ina129.pdf.
Acessado em 01/08/2018.
22. Texas Instruments Incorporated. http://www.ti.com/lit/ds/schs047i/schs047i.pdf.
Acessado em 01/08/2018.
23. National Instruments Corporation. http://www.ni.com/pdf/manuals/375296c.pdf.
Acessado em 26/08/2018.
24. National Instruments Corporation. http://www.ni.com/pt-br/shop/labview.html.
Acessado em 30/08/2018.
25. TEKTRONIX, INC. https://www.tek.com/. Acessado em 01/08/2018.
26. Medtronic. http://www.medtronic.com/content/dam/covidien/library/us/en/product/
cardiology- electrodes/cardiology-products-catalog.pdf. Acessado em 01/08/2018.
27. Paiva, R. P., et al. “Assessing PEP and LVET from heart sounds: algorithms and
evaluation.” Engineering in Medicine and Biology Society, 2009. EMBC 2009.
Annual International Conference of the IEEE. IEEE, 2009.