Sistema de Monitoramento de ECG com Eletrodos Têxteis

Prévia do material em texto

SISTEMA DE MONITORAMENTO DE 
ELETROCARDIOGRAMA (ECG) UTILIZANDO 
ELETRODOS SECOS TÊXTEIS 
 
 
 
 
Luciane Peixoto Ribeiro 
 
 
 
 
 
 
Projeto de Graduação apresentado ao Curso de 
Engenharia Eletrônica e de Computação da Escola 
Politécnica, Universidade Federal do Rio de 
Janeiro, como parte dos requisitos necessários à 
obtenção do título de Engenheiro. 
 
 
Orientador: Marcio Nogueira Souza 
 
 
 
 
 
 
 
Rio de Janeiro 
 
Julho de 2016 
 
 
ii 
SISTEMA DE MONITORAMENTO DE 
ELETROCARDIOGRAMA (ECG) UTILIZANDO 
ELETRODOS SECOS TÊXTEIS 
 
 
 
 
Luciane Peixoto Ribeiro 
 
 
 
PROJETO DE GRADUAÇÃO SUBMETIDO AO CORPO DOCENTE DO CURSO 
DE ENGENHARIA ELETRÔNICA E DE COMPUTAÇÃO DA ESCOLA 
POLITÉCNICA DA UNIVERSIDADE FEDERAL DO RIO DE JANEIRO COMO 
PARTE DOS REQUISITOS NECESSÁRIOS PARA A OBTENÇÃO DO GRAU DE 
ENGENHEIRO ELETRÔNICO E DE COMPUTAÇÃO 
 
 
Autor: 
_________________________________________________ 
Luciane Peixoto Ribeiro 
 
Orientador: 
_________________________________________________ 
Prof. Marcio Nogueira Souza, D. Sc. 
 
Examinador: 
_________________________________________________ 
Alexandre Visintainer Pino, D.Sc. 
 
Examinador: 
_________________________________________________ 
Carlos Fernando Teodósio Soares, D. Sc. 
 
 
 
 
 
 
 
 
Rio de Janeiro – RJ, Brasil 
 
Julho de 2016 
 
 
iii 
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). 
 
 
 
 
 
 
 
iv 
AGRADECIMENTO 
 
 Dedico este trabalho aos meus pais Lucia e Luiz Carlos, que sempre investiram 
em meu potencial e patrocinaram essa longa jornada; ao meu namorado Davi que 
sempre me ajudou nas matérias de computação e me incentivou a não desistir; aos meus 
amigos adquiridos ao longo do curso Maria Zeneide, Matheus, Felipe, Jéssica e Carlos, 
com os quais as jornadas intensivas de trabalhos e estudos se tornaram possíveis e até 
mesmo divertidas em alguns casos e por todo o apoio e companheirismo que recebi 
desses colegas. Ao meu orientador de Iniciação Científica e desse Projeto de Graduação 
o professor Marcio Nogueira Souza devo um grande agradecimento e respeito, por ser 
um grande mestre que sempre teve muita paciência, respeito e dedicação para me 
ensinar tudo que aprendi nesse projeto e ao longo de mais de 2 anos trabalhando no 
Laboratório de Instrumentação Biomédica (LIB). Também não posso deixar de 
agradecer ao coordenador do curso de Engenharia Eletrônica, o Casé que sempre esteve 
a disposição dos alunos bastante solícito e simpático tirando todas as nossas dúvidas e 
nos ajudando no que fosse necessário e também agradeço aos grandes professores do 
departamento que me ensinaram muito mais que eletrônica, pois sempre tentaram passar 
lições profissionais e pessoais importantes também: Jomar, Marcio, Teodósio, Luiz 
Wagner, Brafman, Wallace, Diniz, Pino, Mauros e Osvaldo. Este projeto é uma pequena 
forma de retribuir o investimento e confiança em mim depositados por todas essas 
pessoas. 
 
 
 
 
v 
RESUMO 
 
O eletrocardiograma (ECG) é talvez o mais conhecido dos registros de 
biopotenciais, sendo usado na investigação e avaliação cardíaca, tanto em pacientes 
cardiopatas, como na medicina desportiva para sua avaliação cardiovascular de atletas. 
Com o avanço da tecnologia estão surgindo dispositivos de monitorização de 
biopotenciais que poderiam ser chamados wearable (dispositivos vestíveis), uma vez 
que se propõem a realizar a monitorização em condições do dia-a-dia. O presente 
trabalho investigou o desenvolvimento de um dispositivo wearable para captação de 
ECG com eletrodos têxteis, bem como monitorização da frequência cardíaca com 
alarmes para bradicardia e taquicardia, que possa futuramente ser utilizado na 
monitorização cardiológica de pacientes em estágio pós-operatório ou monitoramento 
de atletas durante atividade física; entre outras aplicações. Os resultados no protótipo 
construído mostraram que, apesar dos eletrodos têxteis apresentarem impedância mais 
elevada que os tradicionalmente usados para captação de sinais de ECG, foi possível 
obter sinais com razão sinal/ruído (SNR) satisfatória e que apresentaram na manutenção 
das características básicas nos sinais captados, podendo ser utilizados para fins 
diagnósticos. 
 
Palavras-Chave: dispositivos vestíveis, eletrocardiograma, eletrodos. 
 
 
 
 
vi 
ABSTRACT 
 
Perhaps the electrocardiogram (ECG) is the most known record of a 
biopotencial, being used in cardiac evaluation and also in sports medicine for 
cardiovascular evaluation of competitive athletes. The advances of technology are 
leading to the development of biopotential monitoring devices that could be called 
wearable since they propose to carry out monitoring in terms of day-to-day. The present 
study investigated the development of a wearable ECG device to be used in future in 
cardiac monitoring of patients during postoperative stage and also in monitoring of 
athletes during physical activity; among other applications. The results showed that 
despite the textile electrodes present higher impedance than the ordinary ones used to 
capture ECG signals, the developed prototype supplied ECG signals with a good SNR 
and that presented the basic physiological features needed to be used for diagnostic 
purposes. 
 
Key-words: wearable devices, electrocardiogram, electrodes. 
 
 
 
 
 
vii 
SIGLAS 
 
UFRJ – Universidade Federal do Rio de Janeiro 
LIB – Laboratório de Instrumentação Biomédica 
PEB – Programa de Engenharia Biomédica 
ECG – Eletrocardiograma 
EEG – Eletroencefalograma 
FC – Frequência cardíaca 
DRL – Driven Right Leg 
CI – Circuito integrado 
AMP-OP – Amplificador operacional 
INA – Amplificar de Instrumentação 
SNR – Signal to Noise Ratio 
CMR – Common-Mode Rejection 
CMRR – Common-Mode Rejection Ratio 
CMV – Common mode voltage 
LabVIEW – Laboratory Virtual Instrument Engineering Workbench 
USB – Universal serial bus 
 
 
 
 
viii 
Sumário 
 
 
1 Introdução 1 
 
1.1 - Tema . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1 
1.2 - Delimitação . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1 
1.3 - Justificativa . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2 
1.4 - Objetivos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2 
1.5 - Metodologia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3 
1.6 - Descrição . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3 
 
2 Fundamentos Teóricos 4 
 
2.1 - Biopotencial . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4 
2.2 - Sistema Cardiovascular . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5 
2.3 - Eletrocardiograma . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 8 
2.4 - Eletrodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10 
2.5 - Amplificadores . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . 12 
2.5.1 - Amplificador de Instrumentação . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13 
2.5.2 - Topologia Clássica de Amplificadores de ECG . . . . . . . 14 
2.6 - Circuito de Drive de Perna Direita (DRL) . . . . . . . . . . . . . . 15 
 
3 Estado da Arte 16 
 
3.1 - Metodologia dos artigos presentes na Literatura . . . . . . . . . . . 16 
3.2 - Resultados dos artigos presentes na Literatura . . . . . . . . . . . . 17 
 
4 Materiais e Métodos 20 
 
 
ix 
 
4.1 - Visão Geral . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 20 
4.2 - Eletrodos Têxteis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 21 
4.3 - Eletrônica de Frontend . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 24 
4.3.1 - Circuito de Buffers . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25 
4.3.2 - Circuito Amplificador . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25 
4.3.3 - Circuito de Drive de Perna Direita (DRL) . . . . . . . . . 26 
4.4 - Sistema de Aquisição de Dados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 26 
4.5 - Software de Monitoramento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27 
 
5 Resultados 33 
 
5.1 - Com eletrodo de gel . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
5.1.1 - Testes para o ganho do circuito de DRL . . . . . . . . . . . . 
5.1.2 - Testes com adição de buffer . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
5.2 - Com eletrodo têxtil . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
5.2.1 - Teste para distância dos eletrodos na cinta . . . . . . . . . . 
5.3 - Com a placa PCB verde . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
5.3.1 - Testes para o ganho do circuito de DRL . . . . . . . . . . . . 
5.3.2 - Testes para tamanho dos eletrodos nas cintas . . . . . . . . 
5.3.3 - Testes para ganho total do sistema . . . . . . . . . . . . . . . . 
5.3.4 - Teste da resposta em frequência . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
5.4 - Com a placa de aquisição de dados e LabVIEW . . . . . . . . . . 
5.4.1 - Testes para comparar o sinal com eletrodo de gel x têxtil 
5.4.2 - Teste com o resultado final do ECG em 2 pacientes . . . 
34 
34 
35 
36 
36 
37 
37 
38 
40 
41 
42 
42 
43 
 
6 Discussão 
 
7 Conclusão 
 
8 Bibliografia 
45 
 
46 
 
47 
 
 
x 
Lista de Figuras 
 
2.1 – Exemplo de biopotencial . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
2.2 – Detalhes do coração humano . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
2.3 – Circulação do sangue pelo corpo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
2.4 – Pontos de obtenção do ECG normal . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
2.5 – Sinal de ECG normal . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
2.6 – Dois eletrodos biomédicos produzem uma tensão diferencial . . . . . . . . . . . . 
2.7 – Modelo de circuito do eletrodo biomédico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
2.8 – Vista de perfil do eletrodo de superfície utilizado no ECG . . . . . . . . . . . . . . 
2.9 – Eletrodo adesivo de gel . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
2.10 – Amplificador de Instrumentação (INA) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
2.11 – Amplificador básico de ECG com drive de perna direita . . . . . . . . . . . . . . 
3.1 – Vista superior (a) e vista explodida do eletrodo seco de EEG proposto (b), 
 que foi coberto com um tecido condutivo em todas as faces . . . . . . . . . . . . 
3.2 – Cinta de medição de ECG encontrada na Literatura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
3.3 – Resultado do EEG medido na área da testa do paciente . . . . . . . . . . . . . . . . 
3.4 – Comparação de ECG com eletrodos convencionais e têxteis em monitores 
 comerciais . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
3.5 – Comparação de ECG com eletrodos convencionais e têxteis no sistema 
 completo de cinta . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
4.1 – Diagrama de Blocos do sistema . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
4.2 – Visão frontal dos eletrodos têxteis na Cinta de ECG . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
4.3 – Diagrama dos eletrodos na Cinta de ECG . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
4.4 – Vista de perfil da Cinta de ECG . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
4.5 – Diagrama de blocos da eletrônica de Frontend . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
4.6 – Esquemático do Sistema Eletrônico completo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
4.7 – Placa NI USB-6009 de aquisição de Dados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
4.8 – Aplicação completa desenvolvida em LabVIEW . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
4.9 – Gráfico dos ECG’s normal e sem linha de base . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
4.10 – Detalhe da aplicação que calcula a frequência cardíaca . . . . . . . . . . . . . . . 
4.11 – Gráficos do ECG normal e do ECG sem linha de base . . . . . . . . . . . . . . . 
5.1 – Gráficos para comparação do ganho do circuito de DRL . . . . . . . . . . . . . . . 
5.2 – Gráficos para comparação do ECG sem e com circuito de Buffers . . . . . . . 
4 
6 
7 
8 
9 
10 
11 
11 
12 
13 
15 
 
16 
17 
18 
 
18 
 
19 
20 
21 
23 
23 
24 
24 
27 
28 
29 
30 
31 
34 
35 
 
 
xi 
5.3 – Gráficos de comparação da distância dos eletrodos na cinta de ECG . . . . . 
5.4 – Gráficos para comparação do ganho de DRL com a placa verde . . . . . . . . . 
5.5 – Fotografia das 5 topologias de cinta testadas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
5.6 – Gráficos de comparação das cintas 1 a 5 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
5.7 – Gráficos de entrada e saída para cálculo do ganho total do sistema . . . . . . . 
5.8 – Gráfico da resposta em frequência do sistema . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
5.9 – Gráficos de comparação dos eletrodos de gel e têxtil . . . . . . . . . . . . . . . . . . 
5.10 – Gráficos de comparação dos ECGs em 2 pacientes distintos . . . . . . . . . . . 
36 
37 
39 
39 
41 
42 
43 
44 
 
 
1 
Capítulo 1 
Introdução 
 
1.1 – Tema 
 
Este trabalho tem como objetivo o desenvolvimento de um sistema têxtil para 
captação e registro de eletrocardiograma (ECG), bem como monitorização da 
frequência cardíaca com alarmes para bradicardia e taquicardia. Mais especificamente o 
projeto consiste no desenvolvimento de um sistema para a captação do sinal da 
atividade elétrica do coração (ECG) por meio de eletrodos construídos com tecido 
condutor, a amplificação e filtragem analógica destes sinais, assim como a digitalização 
e processamento destes sinais, em LabVIEW (National Instruments, EUA), no sentido 
de se estimar e monitorar a frequência cardíaca do indivíduo que usa o sistema. Almeja-
se que o sinal resultante, após a captação e processamento, tenha qualidade suficiente 
para ser utilizado na prática clínica, ou seja, que o sinal resultante preserve as 
características que permitam a um profissional de saúde identificar alterações de 
morfologia ou ritmo que estariam relacionadas com alterações fisiológicas relevantes. O 
objetivo geral do presente trabalho é contribuir para o desenvolvimento de tecnologia 
nacional de dispositivos wearable, em particular, de um sistema de captação de ECG 
que poderá ser utilizado na melhoria da monitorização cardiológica de pacientesem 
estágio pós-operatório; monitoramento de atletas durante atividade física; entre outras 
aplicações. 
 
 
1.2 – Delimitação 
 
Apesar do registro de ECG normalmente utilizado na prática clínica utilizar 12 
derivações (12 direções diferentes de se observar o vetor elétrico cardíaco), neste 
projeto o sistema têxtil a ser desenvolvido será de apenas uma derivação, uma vez que o 
mesmo somente será utilizado para a monitorização da frequência cardíaca. Uma vez 
 
 
2 
que se mostre viável o sistema de captação por meio de eletrodos têxteis, a tecnologia 
poderia futuramente ser escalonada para várias outras derivações. 
 
1.3 – Justificativa 
 
O monitoramento da frequência cardíaca e do próprio traçado do ECG deveria 
ser realizado de modo contínuo, mas, no entanto, não há equipe médica suficiente e 
disponível para monitorar cada paciente individualmente todo o tempo. Para que haja 
esse acompanhamento, é, normalmente, necessário que o paciente fique ligado a 
aparelhos através de eletrodos com gel condutivo, que depois de algum tempo causam 
coceiras e até mesmo reações alérgicas em alguns indivíduos. Pacientes em recuperação 
cardíaca precisam de acompanhamento regular do funcionamento do coração durante a 
realização de atividades físicas. Neste sentido, o uso do sistema de monitorização 
cardiológica proposto pode auxiliar na resolução desses problemas. 
Graças aos avanços tecnológicos na miniaturização de semicondutores, é 
possível atualmente se pensar em desenvolver sistemas eletrônicos de monitorização de 
sinais que possam fazer parte da roupa do paciente [3], bem como desenvolver 
programas de monitoramento automático desses sinais. 
Além da utilidade do projeto a ser desenvolvido, este tema se torna mais 
interessante, pois diversas áreas recorrentes na graduação em Engenharia Eletrônica e 
de Computação serão abordadas, incluindo instrumentação, microeletrônica, 
processamento de sinais e comunicações. 
 
 
1.4 – Objetivos 
 
Com o intuito de reduzir incômodos alérgicos no paciente o máximo possível, a 
melhor alternativa seria a utilização dos eletrodos têxteis e que seja possível vestir junto 
às roupas normais o equipamento necessário para o monitoramento fisiológico. Este 
conceito é conhecido como wearable, aonde um equipamento eletrônico vestido pelo 
paciente é capaz de obter informações através de sensores e transmiti-las para um 
computador [3]. Dispositivos de diagnóstico wearable tendem a ser amplamente 
utilizados nos próximos anos e, no caso deste projeto, o objetivo é contribuir para o 
 
 
3 
desenvolvimento de tecnologia nacional que permita o monitoramento automático do 
sinal do ECG. 
De acordo com o acima exposto, o objetivo do presente trabalho é investigar a 
confecção de eletrodos têxteis e a eletrônica de frontend associada à captação de ECG 
com este tipo de eletrodos, bem como desenvolver um software de monitoramento de 
frequência cardíaca em uma plataforma de instrumentação virtual denominada 
LabVIEW. 
 
 
1.5 – Metodologia 
 
A parte analógica do sistema é composta por eletrodos têxteis conectados a pré-
amplificadores especialmente desenvolvidos para operar com as características desse 
tipo de eletrodo. A metodologia utilizada para o projeto de tal parte diz respeito à 
topologia derivada de uma estrutura conhecida como driver de perna direita (DRL) [1] à 
alta impedância dos eletrodos têxteis. 
Além da parte de captação, foi utilizada uma placa de aquisição de dados USB - 
6009 (National Instruments, EUA) e um software de processamento e análise de ECG 
desenvolvido em LabVIEW. 
 
 
1.6 – Descrição 
 
No Capítulo 2 serão discutidos os fundamentos teóricos necessários para o 
entendimento do trabalho desenvolvido. O Capítulo 3 mostra os resultados da literatura 
de trabalhos similares para comparação posterior. O Capítulo 4 apresenta os Materiais e 
Métodos que foram utilizados no projeto, separados em blocos: eletrodos têxteis, 
eletrônica de Frontend, sistema de aquisição de dados e software de monitoramento. Os 
resultados são apresentados no Capítulo 5. Nele será explicitado o que cada 
configuração de eletrodos e ganho de DRL nos permitiu alcançar, os diversos ECGs 
coletados e o software em funcionamento. Finalmente, temos a conclusão do trabalho 
no Capítulo 7. 
 
 
 
4 
Capítulo 2 
Fundamentos Teóricos 
 
2.1 – Biopotencial 
 
Os biopotenciais são causados pela diferença de concentração de íons no interior 
e no exterior da célula, pois todas as membranas de todas as células do corpo humano 
separam diferentes potenciais elétricos. Algumas células, como as musculares e as 
nervosas, geram impulsos eletroquímicos capazes de se modificar com muita rapidez 
em suas membranas. Tais impulsos transmitem sinais por toda a membrana dos 
músculos e nervos. O biopotencial é gerado tanto durante o repouso quanto durante a 
atividade das células musculares e nervosas. Mesmo a célula possuindo dimensões 
microscópicas, é possível medir-se este potencial elétrico a nível celular [1]. 
A diferença de concentração eletroquímica através da membrana das células 
gera o potencial de Nernst, que é o potencial de repouso das células. As células que são 
excitáveis causam o potencial de ação, resultando em um fluxo intenso de íons através 
dela em resposta a um estímulo elétrico ou transiente de carga sobre essa célula [1]. 
 
Figura 2.1 – Exemplo de biopotencial. 
Fonte: www.dei-s1.dei.uminho.pt. 
 
 
 
5 
Medidores de biopotenciais medem a diferença de biopotencial produzida pela 
atividade de diferentes sistemas do corpo. Dentre os biopotenciais mais conhecidos 
podem ser citados: o Eletrocardiograma (ECG), o Eletroencefalograma (EEG), o 
Eletromiograma (EMG) e o Eletrooculograma (EOG). Cada um corresponde, 
respectivamente, ao biopotencial associado ao funcionamento do coração, cérebro, 
músculos e movimento dos olhos. Esses biopotenciais geralmente são adquiridos com 
eletrodos específicos que fazem a interface com a superfície cutânea de interesse e 
transducionam sinais iônicos em eletrônicos. 
A topologia de amplificador normalmente utilizada no projeto de um 
amplificador de biopotenciais é a do amplificador de instrumentação, pois esse possui 
várias características importantes como: entrada diferencial com alta impedância, ganho 
variável e alto CMRR. A preparação da pele, o posicionamento de eletrodos e o bom 
isolamento elétrico são também aspectos muito importantes que devem ser considerados 
na medição de biopotenciais, pois os biopotenciais apresentam baixa amplitude (10 μV 
a 10 mV) e espectro em baixas frequências (0,01 Hz a 100 Hz) [1]. 
 
 
2.2 – Sistema Cardiovascular 
 
O sistema cardiovascular serve para levar material nutritivo e oxigênio às células 
do corpo humano, ele é formado por: sangue, coração e vasos sanguíneos. Coo o sangue 
é bombeado ao longo dos vasos sanguíneos constantemente o sangue atinge as células e 
troca materiais com elas. O coração é um músculo que se comporta como uma bomba, 
que é responsável pela circulação de sangue por cerca de 100 mil quilômetros de vasos 
sanguíneos [6].O coração é oco e musculoso, e possui membranas que o envolvem tanto 
internamente (endocárdio) quanto externamente (pericárdio). Suas paredes são 
constituídas pelo músculo miocárdio. Esse músculo é o responsável pelas contrações e 
apresenta quatro cavidades internas: duas superiores (átrios) e duas inferiores 
(ventrículos). O coração possui dois tipos de movimentos: a sístole (contração), em que 
o sangue é bombeado para o corpo e a diástole (relaxamento), em que o coração se 
enche de sangue [7]. 
 
 
6 
 
Figura 2.2 – Detalhes do coração humano. 
Fonte: www.sobiologia.com.br. 
 
A pulsação do sistema cardiovascular acontece a cada batida do coração e nela o 
sangue é impulsionado para as artérias. A frequência cardíaca é o intervalo entre esse 
movimento de pulsação, já que em situaçãonormal o coração é um órgão que funciona 
em ritmo quase constante, logo as irregularidades no seu ritmo indicam seu mau 
funcionamento (caracterizadas pelas arritmias cardíacas) [7]. 
 
 
 
7 
 
Figura 2.3 – Circulação do sangue pelo corpo. 
Fonte: www.sobiologia.com.br. 
 
O sangue oxigenado é bombeado pelo ventrículo esquerdo do coração para o 
interior da aorta, que distribui o sangue oxigenado para todo o corpo. Nos tecidos, o 
sangue libera gás oxigênio e absorve gás carbônico então, o sangue não oxigenado é 
transportado pelas veias que levam o sangue não oxigenado até o átrio direito. Deste, o 
sangue não oxigenado passa para o ventrículo direito e daí é transportado até os 
pulmões pelas artérias pulmonares. Nos pulmões, o sangue libera o gás carbônico e 
absorve o gás oxigênio captado do ambiente pelo sistema respiratório. O sangue 
oxigenado, então, retorna ao átrio esquerdo do coração, transportado pelas veias 
pulmonares. Do átrio esquerdo, o sangue oxigenado passa para o ventrículo esquerdo e 
 
 
8 
daí é impulsionado para o interior da aorta, reiniciando o ciclo de funcionamento do 
coração humano [6]. 
 
 
2.3 – Eletrocardiograma 
 
A obtenção do ECG é possível graças aos biopotenciais gerados no coração 
durante o ciclo sístole-diástole (contração/relaxamento). Para a obtenção do ECG foram 
convencionados locais pré-determinados onde os eletrodos devem ser aplicados no 
paciente. 
 
 
Figura 2.4 – Pontos de obtenção do ECG normal. 
Fonte: www.ecg.utah.edu 
 
Normalmente, são colocados 5 eletrodos na superfície corporal sendo: um em 
cada punho, um em cada tornozelo e um móvel, o qual pode ser colocado na superfície 
torácica sucessivamente em seis posições diferentes, que estão ilustradas na Figura 2.4 
abaixo. A partir destes eletrodos são medidas diferenças de potencial elétrico do 
músculo cardíaco ao longo do ciclo de contração realizado pelo coração [1]. 
O ECG normal apresenta as seguintes ondas características: P, Q, R, S e T. Tais 
ondas correspondem aos eventos elétricos responsáveis pela ativação do miocárdio e 
seus três elementos principais são: a onda P, que corresponde à ativação elétrica dos 
 
 
9 
átrios (câmaras menores e superiores do coração); o complexo QRS, que corresponde à 
despolarização dos ventrículos (câmaras maiores e inferiores do coração); e, finalmente, 
a onda T, que corresponde à repolarização dos ventrículos. Ou seja, o eletrocardiograma 
representa um ciclo de funcionamento do coração [6]. 
 
 
Figura 2.5 – Ilustração de um sinal de ECG normal. 
Fonte: www.med.muni.cz 
 
A medição do ECG não necessita de qualquer preparação especial do paciente, 
além de não ter quaisquer complicações possíveis. Contudo, eventualmente, podem 
ocorrer reações dermatológicas em função do gel eletrolítico utilizado nos eletrodos 
para melhorar a qualidade do exame. O eletrocardiograma é um exame auxiliar 
amplamente utilizado na prática clínica por ser de fácil execução, não invasivo e barato. 
Não há passagem de corrente elétrica do equipamento de medição (eletrocardiógrafo) 
para o corpo, tão pouco emissões de radiação. Por conseguinte, o exame pode se 
repetido diversas vezes sem qualquer risco para qualquer tipo de paciente. 
O ECG permite obter informações acerca do estado do coração, tais como: 
• orientação anatômica; 
• o tamanho relativo das câmaras cardíacas e a espessura das paredes; 
• alterações do ritmo (arritmias); 
• alterações da condução (bloqueios na sequência do estímulo elétrico); 
• extensão, localização e progressão de lesões isquêmicas (irrigação 
insuficiente) do miocárdio; 
 
 
10 
• efeitos de determinados fármacos. 
 
 
2.4 – Eletrodos 
 
Biopotenciais ocorrem devido ao fato dos organismos vivos serem compostos de 
diferentes concentrações de íons. A condução iônica envolve a circulação de íons – 
átomos carregados negativamente e positivamente – através de uma região. Já a 
condução elétrica ou eletrônica envolve o fluxo de elétrons sobre a influência de um 
campo elétrico. Em soluções eletrolíticas os íons se encontram facilmente disponíveis, e 
a diferença de potencial nessas soluções ocorre quando a concentração de íons é maior 
em um ponto que em outro. 
 
 
Figura 2.6 – Eletrodos biomédicos. 
Fonte: Introduction to Biomedical Equipment Technology [1]. 
 
Bioeletrodos são uma classe de sensores que transformam condução iônica em 
condução elétrica para que o sinal possa ser transformado e adquiridos por um circuito 
eletrônico. Os eletrodos realizam a interface do organismo ao sistema eletrônico de 
captação e fazem a transdução dos sinais com baixos níveis de ruído e livres de 
artefatos. 
 
 
11 
 
Figura 2.7 – Modelo de circuito do eletrodo biomédico. 
Fonte: Introduction to Biomedical Equipment Technology [1]. 
 
A maioria dos sinais de biopotenciais podem ser adquiridos por um dos três 
tipos de bioeletrodos: macroeletrodos de superfície, macroeletrodos de agulha, 
microeletrodos. No caso do eletrocardiograma usa-se macroeletrodos de superfície. 
 
 
Figura 2.8 – Vista de perfil do eletrodo de superfície utilizado no ECG. 
Fonte: Introduction to Biomedical Equipment Technology [1]. 
 
Eletrodos de superfície são aqueles que são colocados em contato com a pele do 
paciente. A interface da pele humana com o eletrodo possui uma impedância muito alta 
 
 
12 
quando comparada com outras fontes de tensão pois esta pode variar de 0,5 kΩ (para 
peles suadas) até 20 kΩ (em caso de peles secas). Ou seja, os eletrodos de superfície 
devem ser considerados como uma fonte de tensão com altíssima impedância interna 
nos projetos dos circuitos amplificadores de biopotenciais. Geralmente deve-se escolher 
um amplificador com impedância de entrada pelo menos 10 vezes maior que a 
impedância dos eletrodos, isso significa que ele deve ter 5 MΩ ou mais de impedância 
de entrada. Normalmente uma pasta ou gel eletrolítico é usada para diminuir a 
impedância da interface eletrodo-pele, fazendo com que os valores possam ficar na 
faixa 100  a 2 k. 
 
 
Figura 2.9 – Eletrodo adesivo de gel. 
Fonte: www.cirurgicabiotechydobrasil.com.br 
 
Problemas comuns enfrentados com eletrodos de superfície condutivos como o 
da Figura 2.9 são a perda de gel ao longo do tempo, o que altera bastante o sinal. Além 
disso, outros fatores podem alterar a qualidade final do sinal captado, como a 
movimentação do eletrodo na pele do paciente mudando os pontos de medição a cada 
vez que ele se mexe, irritação da pele a longo prazo devido à cola e ao gel e baixa vida 
útil do eletrodo. Para alguns pacientes esses problemas podem gerar problemas 
consideráveis durante a medição e até mesmo dificultar as interpretações médicas do 
sinal de ECG do paciente. 
 
 
2.5 – Amplificadores 
 
Amplificadores utilizados em processamento de biopotenciais devem, acima de 
tudo, ter uma altíssima impedância de entrada. Isso é necessário porque quase todas as 
fontes de biopotenciais que existem possuem uma impedância elevada, normalmente 
 
 
13 
entre 10³ e 107 . Por essa razão, os amplificadores de instrumentação são, 
normalmente, utilizados como estágio de entrada para o projeto de circuitos 
amplificadores de biopotenciais. 
 
 
2.5.1 – Amplificador de Instrumentação 
 
Uma das características mais atrativas dos amplificadores de instrumentação é a 
alta rejeição a sinais de modo comum, ou, common mode rejection (CMR). Entretanto, a 
implementação desse amplificador com componentes discretos pode fazer com que a 
rejeição a sinais de modo comum não funcione tão bem quanto esperado, já que a CMR 
é dependente da precisão dos componentes externos. Por essa razão a utilização de 
versões integradas do amplificador de instrumentação (ex. INA118) é sempre preferível 
à implementação discreta. 
A topologia de um amplificador de instrumentação com três amplificadores 
operacionais, dois ligados como não-inversorese o terceiro é conectado como um 
simples amplificador diferencial, é mostrada na Figura 2.10. 
 
Figura 2.10 – Amplificador de Instrumentação (INA). 
Fonte: Introduction to Biomedical Equipment Technology [1]. 
 
Para chegar ao ganho do amplificador vamos considerar R2 = R3, R4 = R6 e R5 = 
R7. Aplicando o princípio da superposição para descobrir os valores de E3 e E4 
 
 
14 
𝐸3 = 𝐸2 (
𝑅3
𝑅1
+ 1) − (𝐸1
𝑅3
𝑅1
) (2.1) 
 
𝐸4 = 𝐸1 (
𝑅2
𝑅1
+ 1) − (𝐸2
𝑅2
𝑅1
) (2.2) 
 
Agora fazendo R2 = R3 e (Equação 2.1 – Equação 2.2): 
 
𝐸𝑜𝑢𝑡 = 𝐸3 − 𝐸4 = (𝐸1 − 𝐸2) (2
𝑅2
𝑅1
+ 1) → 𝐴𝑣 = 
𝐸𝑜𝑢𝑡
𝐸1−𝐸2
= 2
𝑅2
𝑅1
+ 1 (2.3) 
 
Finalmente, como os amplificadores se encontram em cascata, o ganho total do 
amplificador de instrumentação será: 
 
𝐴𝑇𝑂𝑇𝐴𝐿 = (2
𝑅2
𝑅1
+ 1) (
𝑅5
𝑅4
) (2.4) 
 
Na configuração com três AMP-OPs vista acima, o primeiro estágio é 
responsável pelo ganho e o segundo estágio é responsável pelo CMRR, e como já 
mencionado, para que este valor seja elevado o amplificador de instrumentação é 
comercializado em um único circuito integrado (CI) maximizando o casamento entre os 
resistores. Os CI’s de amplificadores de instrumentação alcançam CMRR maiores do 
que 100 dB (CMRR > 105), porém esse valor decai com a frequência. Exemplos 
clássicos de amplificadores de instrumentação integrado são o AD620, AD8221 da 
Analog Devices, o INA118 e o INA103 da Texas Instruments. 
 
 
2.5.2 – Topologia Básica de Amplificadores de ECG 
 
Um exemplo de amplificador de ECG está ilustrado na Figura 2.11, onde o 
amplificador de instrumentação (INA 128) pode ser ligado diretamente ao paciente 
através dos eletrodos. Essa topologia utiliza apenas três eletrodos, sendo dois deles 
usados para se obter a tensão diferencial e o outro conectado a uma tensão referencial. 
De maneira simples, uma estimativa da tensão de modo comum (VG) pode ser derivada 
da topologia interna do INA, sendo posteriormente isolada por um buffer e reinjetada no 
 
 
15 
paciente por meio de um amplificador inversor, maximizando a rejeição da tensão de 
modo comum [1]. A tensão de modo comum do ECG é formada basicamente por duas 
componentes: o potencial DC de offset dos eletrodos e a interferência de 50 ou 60 Hz 
induzida pela rede elétrica. 
 
Figura 2.11 – Amplificador básico de ECG com drive de perna direita. 
Fonte: Introduction to Biomedical Equipment Technology [1]. 
 
 
2.6 – Circuito Drive de Perna Direita (DRL) 
 
A reinjeção da estimativa da tensão de modo comum anteriormente mencionada 
é conhecida como driver de perna direita (DRL). A voltagem de modo comum (CMV) é 
invertida pelo amplificador operacional OPA2131 (Figura 2.11) e a voltagem resultante 
é aplicada a perna direita do paciente. Esse circuito age como um loop de realimentação 
(paciente e circuito) para diminuir a tensão de modo comum no paciente. Já que a 
voltagem do DRL é a inversão da CMV (fase oposta), o ruído de 60Hz nas entradas do 
INA se torna menor. No entanto, por se tratar de uma espécie de realimentação, o ganho 
do DRL pode tornar o sistema instável, gerando oscilação no sinal de ECG. 
 
 
 
16 
Capítulo 3 
Estado da arte 
 
 
Neste capítulo serão ilustrados trabalhos de pesquisa referentes a essa área de 
eletrodos têxteis que estão sendo realizados em outros países para comparação com o 
trabalho desenvolvido pela autora. Foram escolhidos dois artigos científicos que 
serviram de inspiração e base para o desenvolvimento do projeto do Sistema de 
Monitorização de ECG. 
 
 
3.1 – Metodologia dos artigos presentes na Literatura 
 
Primeiramente vamos analisar os eletrodos têxteis condutivos que foram feitos 
em outras pesquisas da área de Engenharia Biomédica. A Figura 3.1 abaixo ilustra os 
eletrodos desenvolvidos no artigo [2]. Nele é possível observar que os eletrodos foram 
confeccionados com um tecido condutivo envolto em um disco de espuma, que possui a 
função de se adaptar as sinuosidades corpóreas da pele do paciente, bem como aumentar 
o contato elétrico em áreas corpóreas com grande quantidade de pelos. 
 
Figura 3.1 – Vista superior (a) e vista explodida do eletrodo seco de EEG 
proposto (b), que foi coberto com um tecido condutivo em todas as faces. 
Fonte: Novel Dry Polymer Foam Electrodes for Long-Term EEG Measurement [2]. 
 
 
 
17 
Em outro artigo utilizado como inspiração do projeto, [3], o autor desenvolveu 
uma cinta para a medição do ECG de longa duração nos pacientes através de eletrodos 
têxteis também. Na Figura 3.2, encontra-se a ilustração retirada do artigo citado, que 
mostra detalhadamente o diagrama de blocos do sistema desenvolvido pelo autor do 
artigo. 
 
Figura 3.2 – Cinta de medição de ECG encontrada na Literatura. 
Fonte: Textile electrodes in a body belt to capture and process ECG signals [3]. 
 
 
A cinta representa um sistema de obtenção de ECG de longa duração wearable, 
onde eletrodos têxteis foram costurados no lado da cinta que faz contato com a pele do 
paciente. Os eletrodos são ligados a um pequeno conector de celular, que contém um 
amplificador e filtro de biopotenciais. Todo esse sistema envia sinais condicionados 
para um conector ADC, onde o sinal é digitalizado e processado. 
 
 
3.2 – Resultados dos artigos presentes na Literatura 
 
No primeiro artigo analisado [2], os eletrodos secos têxteis foram utilizados para 
captar o Eletroencefalograma (EEG) do paciente. Mesmo se tratando de um 
biopotencial diferente do estudado no presente projeto, seus resultados e metodologia 
nos serviram de inspiração e base para o desenvolvimento dos eletrodos. Na Figura 3.3 
está ilustrado o resultado comparativo do artigo na obtenção de EEG com eletrodos 
molhados convencionais e eletrodos secos têxteis. O artigo concluiu que os eletrodos 
secos funcionam na obtenção do EEG de longa duração, mesmo sem a preparação da 
pele do paciente e aplicação de qualquer gel condutivo. Além disso, os eletrodos são 
capazes de se adaptar a diferentes superfícies cranianas e mesmo a partes peludas para 
 
 
18 
manter a baixa impedância eletrodo-pele. Outra grande vantagem encontrada nesse tipo 
de eletrodo é que o seu processo de fabricação tem baixo custo, e os resultados mostram 
sinais com excelente qualidade clínica. 
 
Figura 3.3 – Resultado do EEG medido na área da testa do paciente. 
Fonte: Novel Dry Polymer Foam Electrodes for Long-Term EEG Measurement [2]. 
 
As Figuras 3.4 e 3.5 mostram os resultados encontrados no artigo [3], onde é 
feita a comparação entre o ECG medido com os eletrodos secos têxteis e os eletrodos 
convencionais de gel condutivo em aparelhos comerciais de medição de ECG, bem 
como no sistema completo de cinta e processamento digital desenvolvido pelos autores. 
 
 
 
19 
Figura 3.4 – Comparação de ECG com eletrodos convencionais e têxteis em 
monitores comerciais. 
Fonte: Textile electrodes in a body belt to capture and process ECG signals [3]. 
 
Figura 3.5 – Comparação de ECG com eletrodos convencionais e têxteis no 
sistema completo de cinta. 
Fonte: Textile electrodes in a body belt to capture and process ECG signals [3]. 
 
Os autores do artigo concluíram que os eletrodos têxteis desenvolvidos 
obtiveram uma boa qualidade na detecção em termos de ECG. Foi concluído, também, 
que os eletrodos têxteis mostraram um resultado promissor por exibirem uma baixa 
impedância eletrodo-pele e alta relação SNR para sinais de longa duração. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
20 
Capítulo 4 
Materiais e Métodos 
 
4.1 – Visão Geral 
 
Inicialmente as atividades do projeto se concentraram em criar o circuito 
eletrônico de captação de ECG e aperfeiçoá-lo, a fim de reduzir as interferências; mas, 
ainda, usando nos testesos eletrodos descartáveis com gel. Após a razão sinal/ruído do 
sinal de saída ser considerada satisfatória (maior que 10), começou-se a analisar os 
resultados utilizando os eletrodos têxteis. Por se tratar de um eletrodo seco, que por 
mais que se tente ainda possui uma camada de ar entre o eletrodo e a pele, acontece um 
efeito capacitivo que torna a captação do sinal mais ruidosa. Além disso, foram testadas 
várias topologias de cinta e eletrodos diferentes a fim de se encontrar a melhor 
configuração do sistema que maximizasse a razão sinal/ruído. 
A Figura 4.1 ilustra o Diagrama de Blocos do sistema, onde os quatro grandes 
blocos estão destacados e separados: Eletrodos Têxteis, Eletrônica de Frontend, Sistema 
de Aquisição de Dados e Software de Monitoramento. 
 
Figura 4.1 – Diagrama de blocos do sistema. 
 
 
 
21 
Várias medidas foram tomadas a fim de se maximizar a SNR, indo desde filtros 
analógicos a filtros digitais no software de monitoramento após o sinal ser digitalizado. 
Esse processo será melhor explicado nas seções que se seguem. 
 
 
4.2 – Eletrodos Têxteis 
 
A captação de ECG é geralmente realizada com eletrodos descartáveis adesivos 
que contém um gel condutivo. Entretanto, na monitorização de ECG de longa duração, 
o chamado exame Holter [1], e também na monitorização de pacientes em estágio pós-
operatório, a utilização desses eletrodos pode se tornar inconveniente para o bem-estar e 
mobilidade do paciente. 
 
 
Figura 4.2 – Visão frontal dos eletrodos têxteis na cinta usada no sistema de 
captação de ECG desenvolvido. 
 
Visando um melhor conforto dos pacientes, eletrodos secos têxteis têm sido 
pesquisados em várias partes do mundo, como já foi discutido no Capítulo 3 deste texto 
[2] e [3]. Esses eletrodos são confeccionados com um tipo de tecido condutor 
especialmente fabricado para apresentar boa condutividade elétrica. Sua fabricação é 
feita por tecelagem, tricô ou bordado com fios condutores (geralmente de prata) 
atrelados a estrutura do tecido. Normalmente eles possuem uma base sintética, como, 
por exemplo, poliéster ou poliamida que são maleáveis e laváveis. A Figura 4.2 mostra 
a cinta de eletrodos têxteis desenvolvida no presente trabalho com o tecido condutor 
MedTex™ P-130, cujas especificações técnicas são descritas no Quadro 1. 
 
Quadro 1: Especificação do tecido condutor usado para confeccionar os eletrodos têxteis. 
 
 
 
22 
Propósito: Cuidado de feridas, produto e vestuário antimicrobial 
Descrição: Alta liberação de prata iônica nas duas faces da malha elástica de 
nylon 
Resistência da superfície: Média <5 Ω 
Galvanização: 99.9% prata pura 
Resistência à abrasão: 10,0000 ciclos 
Faixa de temperatura: -30°C à +90ºC 
Espessura total: 0.45mm 
Peso: 140 g /m2 
Alongamento: Direção de estendimento duplo (trama e fio) 
Tamanho do rolo: 50 LY em média 
Largura do rolo: 135cm 
78% Nylon + 22% elastormer 
 
Não obstante, os eletrodos têxteis apresentam uma significativa desvantagem 
quando comparados aos eletrodos de gel: possuem uma elevada impedância na interface 
eletrodo-pele (1 a 5 MΩ/cm²) [1], enquanto que os eletrodos de gel possuem uma baixa 
impedância (10 kΩ/cm²) [1]. Por causa dessa característica, o circuito amplificador do 
ECG deve ser projetado cuidadosamente a fim de maximizar a razão sinal/ruído do 
sistema. 
Depois de se ter otimizado o circuito eletrônico e a razão sinal/ruído ainda para 
eletrodos com gel, começaram os testes com os eletrodos têxteis. Os eletrodos foram 
costurados a uma cinta elástica que possui um fechamento de velcro, pois ela deve se 
adaptar e funcionar para diferentes biótipos (Figura 4.4). Esses eletrodos foram 
confeccionados de tecido com um recheio de espuma. A importância da espuma é se 
moldar as curvas da superfície cutânea do paciente, preenchendo, assim, a maior parte 
do espaço entre o eletrodo e a pele do paciente, de modo a diminuir a impedância da 
interface. 
 
 
 
23 
 
Figura 4.3 – Diagrama dos eletrodos na Cinta de ECG. 
 
Primeiramente o circuito amplificador foi conectado aos eletrodos através de 
trilhas feitas de linha condutiva costuradas na cinta. Entretanto, como o objetivo é criar 
um dispositivo completamente independente (wearable) e que possa ser reaproveitado 
por diversos pacientes, sendo lavável, a maneira mais adequada é tornando o circuito 
destacável da cinta com os eletrodos têxteis, para que a mesma possa ser lavada e 
reutilizada sem danificar os componentes eletrônicos. Para tornar o circuito destacável 
utilizamos botões magnéticos condutivos, que fazem contato elétrico direto com o 
eletrodo condutivo. Como o botão é magnético, o circuito pode ser preso à cinta de 
maneira eficaz durante o exame, através da peça macho do botão e solto facilmente para 
que a cinta possa ser higienizada. 
Na Figura 4.4 estão ilustrados os três eletrodos têxteis que se encontram na parte 
interna da cinta, ou seja, a parte que ficará em contato com a região cutânea do paciente. 
Já os botões magnéticos condutivos se encontram na região externa da cinta, ou seja, o 
local onde o circuito eletrônico será acoplado para captar o sinal de ECG. 
 
 
Figura 4.4 – Vista de perfil da cinta usada no sistema de captação de ECG 
desenvolvido. 
 
 
 
24 
 
 
4.3 – Eletrônica de Frontend 
 
Nessa seção desdobraremos cada bloco que compõe o circuito eletrônico do 
sistema de ECG desenvolvido neste trabalho. A Figura 4.5 mostra o diagrama de blocos 
da eletrônica de frontend que é composta por três blocos: circuito de buffers, circuito 
amplificador e circuito de DRL. 
 
 
Figura 4.5 – Diagrama de blocos da eletrônica de Frontend. 
 
 A Figura 4.6 mostra o esquemático do sistema eletrônico completo do 
circuito amplificador de ECG, que nos tópicos a seguir será desmembrado e 
melhor explicado. 
 
Figura 4.6 – Esquemático do Sistema Eletrônico completo. 
 
 
 
25 
4.3.1 – Circuito de Buffers 
 
Como, eventualmente, a cinta de eletrodos poderia ficar distante do circuito de 
amplificação, a função dos buffers era transmitir o sinal de ECG dos eletrodos para o 
circuito amplificador de instrumentação usando-se um circuito de baixa impedância de 
saída, reduzindo a introdução de ruídos de interferência da rede elétrica. O circuito 
desenvolvido contém dois buffers feitos com amplificadores operacionais LF353 que 
possuem impedância de entrada de 1012 Ω, sendo um para cada entrada diferencial. 
 
 
4.3.2 – Circuito Amplificador 
 
Já que o sinal de ECG geralmente possui uma amplitude entre 1 a 5 mV é 
necessário amplificá-lo. Realizamos essa operação através de 3 estágios básicos: 
amplificador de instrumentação e dois amplificadores de entrada simples, que também 
limitam a banda passante apenas para a faixa de interesse do ECG. 
O circuito responsável pela amplificação do sinal de ECG é formado por: um 
amplificador de instrumentação INA128, que é um amplificador de entrada diferencial 
que mais se aproxima do ideal para esta aplicação, e que devido à escolha dos resistores 
de entrada possui um ganho 𝐴𝐼𝑁𝐴 = 20 V/V; dois estágios de amplificação, que contêm 
amplificadores operacionais LF353, que podem ser tratados como ideais para essa 
aplicação, sendo que o primeiro e o segundo possuem ganho 𝐴𝐴𝑀𝑃1 = 𝐴𝐴𝑀𝑃2 = 10 V/V. 
Além do mais, estes estágios possuem filtros capacitivos de primeira ordem, sendo o 
primeiro, com 𝐶1 = 1000µF, um filtro passa altas de frequência de corte f1 e o segundo, 
com 𝐶2 = 150nF, um filtro passa baixas de frequência de corte f2. O cálculo das 
frequências teóricas de corte é mostrado nas equações abaixo. 
 
𝑓1 = 
1
2𝜋𝐶1𝑅3
= 
1
2𝜋. 1,2. 1031000. 10−6
= 0,133 𝐻𝑧 
𝑓2 = 
1
2𝜋𝐶2𝑅4
= 
1
2𝜋. 12. 103150. 10−9
= 88,419 𝐻𝑧 
 
O ganho total teórico do sistema pode ser calculado facilmente, já que os três 
estágios de amplificação estão cascateados e se encontra exemplificado abaixo.26 
 
𝐴𝑉 = 𝐴𝐼𝑁𝐴. 𝐴𝐴𝑀𝑃1. 𝐴𝐴𝑀𝑃2 = 20.10.10 = 2000𝑉/𝑉 
 
 
4.3.3 – Circuito de Drive de Perna Direita (DRL) 
 
O circuito DRL fornece um potencial de referência que é aplicado ao eletrodo 
conectado à perna direita do paciente. Na ausência de tal circuito este eletrodo é 
normalmente conectado ao terra do circuito do pré-amplificador. Nesta técnica, reinjeta-
se no indivíduo uma voltagem que é uma estimativa do sinal de modo comum do 
amplificador (a média entre as entradas diferenciais) invertida em fase de 180º. Este é o 
sinal aplicado no chamado eletrodo de referência (Figura 4.3) de nosso conjunto de 
eletrodos de captação. Pode ser mostrado que tal técnica reduz a magnitude da tensão 
efetiva de modo-comum, elevando a razão sinal/ruído do sistema [1]. Como os 
eletrodos têxteis fornecem geralmente sinais mais ruidosos que aqueles obtidos com 
eletrodos com gel condutivo justifica-se a utilização da técnica do circuito de DRL. 
O valor do ganho do circuito de DRL que gera a melhor razão SNR foi 
pesquisado de forma heurística, desde a primeira etapa do projeto, e os resultados e 
cálculos empregados podem ser vistos no Capítulo 5. 
 
 
4.4 – Sistema de Aquisição de Dados 
 
Um Sistema de Aquisição de Dados – Data Acquisition System (DAQ) – é um 
sistema que realiza a amostragem de um sinal elétrico gerado a partir de algum 
fenômeno físico e faz a conversão dessas informações para um formato digital para 
posteriores visualizações, análises, armazenamento e processamento. A partir desse 
sistema é possível monitorar e supervisionar as variáveis e os dispositivos de sistemas 
de controle conectados por meio de controladores ou computadores. 
Para adquirir os dados do presente trabalho foi utilizada uma placa de baixo 
custo USB-6009 (Figura 4.7) e um software desenvolvido em LabVIEW, ambos da 
National Instruments (EUA). A placa USB-6009 é uma placa de aquisição de dados 
básica que usa comunicação serial através do USB. Possui oito entradas analógicas para 
o modo RSE (Reference Single-Ended), resolução de 13 bits para a faixa de amplitude 
 
 
27 
do sinal de entrada, captando ao máximo a faixa entre -10V e +10 V e mínimo de -1 a 
+1 V. Ela também possui duas saídas analógicas, 12 canais de entrada/saída digital e um 
contador de 32 bits. Sua taxa de amostragem máxima é de 48000 amostras por segundo 
e é compatível com LabVIEW, LabWindows/CI e Measurement Studio for Visual 
Studio. 
 
 
Figura 4.7 – Placa NI USB-6009 de aquisição de Dados. 
Fonte: www.brasil.ni.com 
 
 
4.5 – Software de Monitoramento 
 
Foi desenvolvido um programa em LabVIEW com funções para adquirir o sinal 
da eletrônica de frontend do sistema que recebe e trata os dados do ECG. Essa aplicação 
recebeu o nome de Sistema de Monitorização de ECG. Nela o sinal passa por um 
processamento digital para melhorar ainda mais a SNR do ECG, sendo posteriormente 
implementada uma rotina para a detecção automática da frequência cardíaca (FC), bem 
como 2 alarmes para a FC calculada: um de taquicardia (caso a frequência seja maior 
que 100 bpm) e um de bradicardia (caso a frequência seja menor que 60 bpm). 
A plataforma LabVIEW é uma boa opção para o desenvolvimento de aplicativos 
que simulam instrumentos virtuais, incluindo a representação do seu painel frontal. O 
desenvolvimento do código fonte é feito em diagrama de blocos de execução, onde o 
usuário tem a possibilidade de programar através de uma interface gráfica, utilizando 
funções já existentes chamadas de virtual instruments (vi). É permitido ao programador 
personalizar o painel frontal, escolhendo opções como botões e chaves para alterar 
parâmetros de entrada no sistema e indicadores numéricos, assim como caixas de textos 
e gráficos para exibir informações. 
 
 
28 
 
Figura 4.8 – Aplicação completa desenvolvida em LabVIEW. 
 
O primeiro bloco importante a ser destacado da aplicação em LabVIEW 
desenvolvida é o de acesso a placa de aquisição e aos dados do sistema acoplado na 
mesma. Nele são utilizadas funções de leitura de placa de aquisição, onde alguns 
parâmetros para a digitalização do sinal são definidos pelo projetista. Nesse caso, o mais 
importante a ser destacado é frequência de amostragem escolhida para a digitalização do 
sinal, que foi no presente caso de fa=1000 amostras/s. Os dados amostrados e 
digitalizados são armazenados num buffer digital circular e lidos de 10 em 10 amostras 
dentro do while loop para tornar o processamento mais eficiente e para dar uma 
impressão de tempo real no gráfico de exibição de dados. As 10 amostras lidas em cada 
passagem do loop são concatenadas no final de um vetor de 2000 amostras (que 
equivalem a uma janela temporal de 2s para a frequência de amostragem utilizada) ao 
mesmo tempo que as 10 amostras no começo do vetor são descartadas. Este buffer de 
2000 amostradas contém, então, os últimos 2s do sinal de ECG. 
O sinal do buffer passa posteriormente por um filtro rejeita-banda Butterworth 
de 4ª ordem com frequências de corte: fh = 62 Hz e fl = 58 Hz. A função desse filtro é 
 
 
29 
tirar ainda mais o ruído da rede de 60 Hz do ECG, só que agora através de uma 
filtragem digital de sinais. 
 
Figura 4.9 – Gráfico dos ECG’s normal e sem linha de base. 
 
Para realizar o cálculo automático da frequência cardíaca foi preciso gerar um 
sinal de ECG intermediário que será chamado de ECG sem linha de base. Esse novo 
sinal de ECG foi obtido ao se passar o sinal resultante do ECG por um filtro passa-alta 
Butterworth de 2ª ordem, com frequência de corte fl = 7 Hz. Uma consequência da 
aplicação deste filtro de remoção da flutuação da linha de base é a distorção das ondas P 
e T do ECG. Entretanto para o cômputo da FC só nos interessa a manutenção dos picos 
do complexo QRS. A Figura 4.9 ilustra os 2 sinais de ECG e suas diferenças. 
Finalmente, o bloco responsável pelo detector de frequências cardíacas é 
ilustrado na Figura 4.10. Esse bloco é composto por um for loop que compara elemento 
a elemento do vetor que contém o ECG sem linha de base com os limiares 0,7 V e 0 V. 
Para ficar mais claro o funcionamento desse bloco, três saídas booleanas foram 
assinaladas com os números 1, 2 e 3. A variável booleana 2 representa o resultado da 
operação lógica ilustrada na Figura 4.10, que é a comparação do valor do ECG sem 
linha de base com o limiar escolhido em projeto (0,7 V) para identificar onde começa o 
complexo QRS. Ou seja, se o valor atual do ECG for maior que 0,7 V, considera-se que 
começou o pico e a variável 2 recebe TRUE. Entretanto, a comparação deve considerar 
também o valor anterior do limiar, senão pequenas oscilações de amplitude dentro do 
complexo QRS em torno do limiar escolhido podem ser detectadas como falsos picos. 
 
 
 
30 
Figura 4.10 – Detalhe da aplicação que calcula a frequência cardíaca. 
 
Por isso existe a variável 1, que é o NOT da variável 2, e serve para guardar o 
valor da operação anterior que vai considerar também o limiar 0V e, dessa maneira, a 
variável 1 só terá valor TRUE nos lugares onde o ECG passou de valores menores que 
0V para maiores que 0,7V em uma amostra, que é o verdadeiro pico. Com isso, 
transformamos o sinal de ECG em um sinal lógico de amplitude 1, onde cada pulso está 
localizado na amostra onde o complexo QRS do ECG cruza o nível de comparação. Tal 
pulso é usado na estratégia para se calcular a frequência cardíaca automaticamente do 
paciente. 
Finalmente, a saída 3 representa a transformação dos pulsos em impulsos de 
amplitude 1 que marcam o início de cada complexo QRS, chamado de ECG binário no 
gráfico da Figura 4.11. Ou seja, o vetor formado pelos valores que saem da variável 3 é 
um vetor que contém diversos FALSES e apenas um TRUE isolado entre eles, que 
representa cada ciclo do sinal de ECG do paciente. E esse valor será a condição do case 
loop que faz o cálculo numérico da frequência cardíaca.31 
 Figura 4.11 – Gráficos do ECG normal e do ECG sem linha de base. 
 
Para guardar os valores das amostras que contêm os picos, foram criados os shift 
registers auxiliares M1, M2 e AMOSTRA, que podem ser vistos na Figura 4.10. A 
função de M1 é guardar o valor da amostra que continha o pico anterior achado, M2 
muda imediatamente para o valor do pico atual e a variável AMOSTRA conta o loop 
que o programa que representa a amostra atual. Dessa maneira a lógica em pseudo-
algoritmo que está implementada no LabVIEW de maneira gráfica se encontra abaixo, 
onde D é a distância entre 2 picos: 
 
M1 = 0; 
M2 = 0; 
IF M1[n] = 0 
 M1[n+1] = AMOSTRA[n+1]; 
ELSE 
 M1[n+1] = M2[n]; 
 M2[n+1] = AMOSTRA[n+1]; 
 D[n] = AMOSTRA[n+1] – M1[n]; 
 
Com isso, a distância entre 2 picos de ECG é encontrada na variável D em 
número de amostras. Agora, basta converter em batimentos por minuto que é a unidade 
de frequência usual dos sinais de eletrocardiograma clínicos. Essa conta é mostrada 
graficamente na Figura 4.10, e obtida dividindo-se D pela frequência de amostragem 
 
 
32 
utilizada (1000 amostras/s) e multiplicando-se o resultado por 60, para passar de Hz 
para bpm (batimentos por minuto). 
O processo acima explicado fornece a frequência instantânea do paciente. 
Entretanto, não interessa clinicamente analisar frequências calculadas em intervalos de 
tempo tão pequenos. Por esse motivo, o valor final de frequência exibido no monitor 
será a média móvel de 5 batimentos consecutivos do paciente. 
Finalmente, o último recurso do algoritmo desenvolvido é um alarme de 
bradicardia (FC menores que 60bpm) e taquicardia (FC maiores que 100bpm). Essas 
condições de frequências são perigosas para o funcionamento do coração, portanto 
devem ser alarmadas assim que detectadas, para que alguma providência seja tomada e 
se possa restaurar a normalidade cardíaca do paciente acompanhado. A implementação 
em LabVIEW desse recurso é bastante simples uma vez que se tem o valor da FC, basta 
ter 2 comparadores que acionam um LED no painel do medidor caso quaisquer uma das 
condições sejam atingidas, chamando assim imediatamente a atenção do profissional de 
saúde responsável pelo acompanhamento do paciente em questão. 
 
 
 
 
 
 
33 
Capítulo 5 
Resultados 
 
O projeto do Sistema para Monitorização de ECG foi desenvolvido ao longo de 
2 anos de Iniciação científica realizada pela autora no LIB (Laboratório de 
Instrumentação Biomédica) do PEB (Programa de Engenharia Biomédica). Foram 
várias etapas de projeto e muitos testes realizados com a finalidade de isolar variáveis e 
definir os casos que gerariam a melhor razão SNR do sistema. A sessão 5.1 isola esses 
testes em 4 etapas de projeto, no sentido cronológico, e elucida detalhadamente o que 
foi concluído de cada um dos testes feitos, apresentando gráficos e cálculos de SNRs 
para chegar às conclusões e escolhas de projeto. 
Ao longo do projeto foram realizados vários testes até se chegar à configuração 
atual. Abaixo estão listados de maneira cronológica os testes e conclusões de cada um 
deles para o próximo passo do projeto. É importante ressaltar que os cálculos de ganho 
para cada uma das configurações testadas foram feitos seguindo as equações abaixo: 
Sinal 
 
𝑉𝑝𝑖𝑐𝑜 = 
𝑉𝑎𝑙𝑜𝑟𝑒𝑠 𝑑𝑒 𝑝𝑖𝑐𝑜 𝑑𝑜 𝑠𝑖𝑛𝑎𝑙
𝑄𝑢𝑎𝑛𝑡𝑖𝑑𝑎𝑑𝑒 𝑑𝑒 𝑝𝑖𝑐𝑜𝑠
 
 
𝑉𝑣𝑎𝑙𝑒 = 
𝑉𝑎𝑙𝑜𝑟𝑒𝑠 𝑑𝑒 𝑣𝑎𝑙𝑒 𝑑𝑜 𝑠𝑖𝑛𝑎𝑙
𝑄𝑢𝑎𝑛𝑡𝑖𝑑𝑎𝑑𝑒 𝑑𝑒 𝑣𝑎𝑙𝑒𝑠
 
 
∆𝑉𝑠𝑖𝑛𝑎𝑙 = 𝑉𝑝𝑖𝑐𝑜 − 𝑉𝑣𝑎𝑙𝑒 
 
Ruído 
 
𝑉𝑝𝑖𝑐𝑜 = 
𝑉𝑎𝑙𝑜𝑟𝑒𝑠 𝑑𝑒 𝑝𝑖𝑐𝑜 𝑑𝑜 𝑟𝑢í𝑑𝑜
𝑄𝑢𝑎𝑛𝑡𝑖𝑑𝑎𝑑𝑒 𝑑𝑒 𝑝𝑖𝑐𝑜𝑠
 
 
𝑉𝑣𝑎𝑙𝑒 = 
𝑉𝑎𝑙𝑜𝑟𝑒𝑠 𝑑𝑒 𝑣𝑎𝑙𝑒 𝑑𝑜 𝑟𝑢í𝑑𝑜
𝑄𝑢𝑎𝑛𝑡𝑖𝑑𝑎𝑑𝑒 𝑑𝑒 𝑣𝑎𝑙𝑒𝑠
 
 
∆𝑉𝑟𝑢í𝑑𝑜 = 𝑉𝑝𝑖𝑐𝑜 − 𝑉𝑣𝑎𝑙𝑒 
 
Resultado 
 
𝑆𝑁𝑅 =
∆𝑉𝑠𝑖𝑛𝑎𝑙
∆𝑉𝑟𝑢í𝑑𝑜
 
 
 
34 
 
 
5.1. Com eletrodo de gel 
 
5.1.1. Testes para o ganho do circuito de DRL: 
 
Esses testes foram feitos em placas de cobre pré-prontas e o circuito foi soldado 
nela e tirado da protoboard, que era apenas para os testes iniciais. A Figura 5.1 ilustra os 
três ECGs obtidos com os três valores de ganho (G) de circuito de DRL (quando R7 = 
1kΩ): G=1,5 (quando R8 = 1,5kΩ), G=2,2 (quando R8 = 2,2kkΩ) e G=10 (quando R8 = 
10kΩ). 
 
Figura 5.1 – Gráficos para comparação do ganho do circuito de DRL. 
 
 
𝑆𝑁𝑅(𝐺 = 1,5) = 25,49 𝑉/𝑉 
 
 
𝑆𝑁𝑅(𝐺 = 2,2) = 20,79 𝑉/𝑉 
 
 
𝑆𝑁𝑅(𝐺 = 10) = 4,75 𝑉/𝑉 
 
Os cálculos mostram que, para o ganho G=10, o circuito é absurdamente ruidoso 
e não há mais qualidade clínica na leitura do mesmo. Já para os ganhos G=1,5 e G=2,2 
os ganhos são bem próximos, entretanto o sinal com G=2,2 tem uma excursão 
 
 
35 
levemente maior do sinal, mas a escolha entre os dois ganhos realmente não faz tanta 
diferença. Acabou-se optando por ganho G=2,2, que gera uma SNR=20,79 V/V que foi 
atingido ao escolher R8 = 2,2 kΩ no circuito da Figura 3.6. 
 
5.1.2. Testes com adição de buffer: 
 
Agora comparando a topologia escolhida acima com a mesma, só que com 
adição de buffer em uma placa PCB feita por processo artesanal. Os resultados 
comparativos com o ganho escolhido acima e o novo circuito se encontram na Figura 
5.2. 
 
Figura 5.2 – Gráficos para comparação do ECG sem e com circuito de Buffers. 
 
𝑆𝑁𝑅(𝑠𝑒𝑚 𝑏𝑢𝑓𝑓𝑒𝑟) =
∆𝑉𝑠𝑖𝑛𝑎𝑙
∆𝑉𝑟𝑢í𝑑𝑜
=
2,64
0,127
= 20,79𝑉/𝑉 
 
 
𝑆𝑁𝑅(𝑐𝑜𝑚 𝑏𝑢𝑓𝑓𝑒𝑟) =
∆𝑉𝑠𝑖𝑛𝑎𝑙
∆𝑉𝑟𝑢í𝑑𝑜
=
3,32
0,206
= 16,12𝑉/𝑉 
 
Apesar do ganho com a adição do circuito de buffer ter resultado em um SNR 
um pouco menor, houve grandes mudanças na placa, e a primeira versão era um pouco 
instável, por isso o sinal mais ruidoso. Além disso, vemos pela Figura 5.2 que o ECG 
com circuito de buffers teve uma excursão bem maior que o sem buffers, o que é 
bastante positivo. Portanto, optou-se por deixar o circuito de buffers na topologia do 
 
 
36 
circuito, pois nessa etapa do projeto ainda tinham muitos outros detalhes para melhorar 
no futuro. 
 
5.2. Com eletrodo têxtil 
 
5.2.1. Teste para distância dos eletrodos na cinta 
 
Outro fator muito importante no desenvolvimento do projeto é a cinta que 
contém os eletrodos têxteis. O afastamento relativo dos eletrodos também pode 
influenciar no sinal. Portanto, foram confeccionadas duas topologias de cintas: uma com 
os eletrodos afastados uns dos outros (aproximadamente 12 cm entre os eletrodos de 
captação) e outra com os eletrodos bem próximos (aproximadamente 2 cm entre os 
eletrodos de captação). 
 
 
Figura 5.3 – Gráficos de comparação da distância dos eletrodos na cinta de ECG. 
 
𝑆𝑁𝑅(𝑎𝑓𝑎𝑠𝑡𝑎𝑑𝑜𝑠) =
∆𝑉𝑠𝑖𝑛𝑎𝑙
∆𝑉𝑟𝑢í𝑑𝑜
=
4,18
0,115
= 36,35𝑉/𝑉 
 
 
𝑆𝑁𝑅(𝑗𝑢𝑛𝑡𝑜𝑠) =
∆𝑉𝑠𝑖𝑛𝑎𝑙
∆𝑉𝑟𝑢í𝑑𝑜
=
2,19
0,135
= 16,22𝑉/𝑉 
 
Percebemos que os eletrodos afastados na cinta geram uma melhor SNR. 
Entretanto, nessa fase do projeto tem que ser considerada a implicação física de 
eletrodos afastados. Quanto mais afastados os eletrodos, mais longe de um dispositivo 
wearable ficamos, pois aumentaria a quantidade de fios de contato entre a placa e os 
eletrodos na cinta. Portanto, optou-se por uma topologia com eletrodos juntos, pois 
 
 
37 
mesmo que tenha uma relação SNR menor que a outra, ainda nos produz uma boa SNR 
que seria melhorada nas próximas etapas do projeto. 
 
5.3. Com a placa PCB verde 
 
5.3.1. Testes para o ganho do circuito de DRL 
 
Como melhorou-se consideravelmente a placa do circuito, foram escolhidos 
novamente os resistores para o ganho de DRL. Na Figura 5.4 é possível se ver os três 
ECGs obtidos com os três valores de ganho de circuito de DRL (quando R8 = 1 kΩ): 
G=1,47 (quando R7 = 820 Ω), G=1,83 (quando R7 = 1,2 kΩ) e G=2,68 (quando R7 = 1,5 
kΩ). 
Figura 5.4 – Gráficos para comparação do ganho de DRL com a placa verde. 
 
 
𝑆𝑁𝑅(𝐺 = 1,47) =
∆𝑉𝑠𝑖𝑛𝑎𝑙
∆𝑉𝑟𝑢í𝑑𝑜
=
2,62
0,135
= 19,41𝑉/𝑉𝑆𝑁𝑅(𝐺 = 1,83) =
∆𝑉𝑠𝑖𝑛𝑎𝑙
∆𝑉𝑟𝑢í𝑑𝑜
=
2,74
0,075
= 36,53𝑉/𝑉 
 
 
𝑆𝑁𝑅(𝐺 = 2,68) =
∆𝑉𝑠𝑖𝑛𝑎𝑙
∆𝑉𝑟𝑢í𝑑𝑜
=
2,56
0,112625
= 22,73𝑉/𝑉 
 
 
 
38 
Depois dos cálculos acima podemos ver que o melhor ganho para o circuito de 
DRL, ou seja, o ganho que produz a melhor relação sinal ruído (SNR) do sinal de ECG 
é quando o ganho vale G =1,83, que gera uma SNR=36,53 V/V que foi atingido ao 
escolher R7 = 1,2 kΩ no circuito da Figura 4.6. 
 
5.3.2. Testes para tamanho dos eletrodos nas cintas 
 
Nessa etapa do projeto desejava-se testar o tamanho e forma dos eletrodos na 
cinta e como isso impactava na relação sinal ruído do sistema. Para isso foram usadas 5 
topologias de cinta diferentes. 
 Cinta 1: Possui 3 eletrodos retangulares pequenos (3x1,6 cm) orientados na 
horizontal. 
 Cinta 2: Possui 3 eletrodos retangulares pequenos (1,6x3 cm) orientados na 
vertical. 
 Cinta 3: Possui 3 eletrodos quadrados médios (2,5x2,5 cm) centralizados na 
cinta. 
 Cinta 4: Possui 3 eletrodos retangulares grandes (5x2,3 cm) orientados na 
horizontal. 
 Cinta 5: Possui 3 eletrodos retangulares grandes (2x6,5 cm) orientados na 
vertical. 
Para ficar ainda mais claro como os eletrodos foram distribuídos nas cintas, na 
Figura 5.5 encontra-se a foto das 5 cintas utilizadas no projeto. Note também, que para 
tornar a compreensão mais didática, foram utilizadas as mesmas cores para sinalizar o 
gráfico e a imagem da mesma cinta. 
 
 
39 
 
Figura 5.5 – Fotografia das 5 topologias de cinta testadas. 
Figura 5.6 – Gráficos de comparação das cintas 1 a 5. 
 
 
 
40 
𝑆𝑁𝑅(𝑐𝑖𝑛𝑡𝑎 1) =
∆𝑉𝑠𝑖𝑛𝑎𝑙
∆𝑉𝑟𝑢í𝑑𝑜
=
3,535
0,1025
= 34,49𝑉/𝑉 
 
𝑆𝑁𝑅(𝑐𝑖𝑛𝑡𝑎 2) =
∆𝑉𝑠𝑖𝑛𝑎𝑙
∆𝑉𝑟𝑢í𝑑𝑜
=
4,11
2,81
= 1,46𝑉/𝑉 
 
𝑆𝑁𝑅(𝑐𝑖𝑛𝑡𝑎 3) =
∆𝑉𝑠𝑖𝑛𝑎𝑙
∆𝑉𝑟𝑢í𝑑𝑜
=
2,37
0,0725
= 32,69𝑉/𝑉 
 
𝑆𝑁𝑅(𝑐𝑖𝑛𝑡𝑎 4) =
∆𝑉𝑠𝑖𝑛𝑎𝑙
∆𝑉𝑟𝑢í𝑑𝑜
=
3,125
0,195
= 16,03𝑉/𝑉 
 
𝑆𝑁𝑅(𝑐𝑖𝑛𝑡𝑎 5) =
∆𝑉𝑠𝑖𝑛𝑎𝑙
∆𝑉𝑟𝑢í𝑑𝑜
=
2,515
0,0325
= 77,38𝑉/𝑉 
 
Depois dos cálculos, constatamos que a cinta 5 é consideravelmente melhor que 
as outras 4 testadas, já que apresenta uma relação SNR muito acima das outras 
(SNR=77,38 V/V). Além disso, foi observado experimentalmente uma outra vantagem 
da cinta 5: maior estabilidade na obtenção do ECG. Enquanto as outras 4 cintas 
apresentavam grandes oscilações e perda total de ECG em momentos de movimentos ou 
inspirações bruscas do paciente, a cinta 5 se mostrou mais robusta às oscilações 
causadas por esses movimentos. Assim sendo, a cinta 5 foi a escolhida como topologia 
ideal dos eletrodos têxteis para a captação de ECG do sistema. 
 
5.3.3. Testes para ganho total do sistema 
Nesse teste iremos avaliar o ganho total real atingido pelo sistema, que foi 
calculado teoricamente na seção 4.3.2 como sendo 𝐴𝑉 = 2000 𝑉/𝑉. Para fazer isso 
utilizamos uma onda senoidal de frequência f = 30 Hz. Os gráficos da entrada e saída 
podem ser vistos na Figura 5.7, bem como o cálculo ganho total sistema de 
amplificação. 
 
 
41 
 
Figura 5.7 – Gráficos de entrada e saída para cálculo do ganho total do sistema. 
 
O cálculo do ganho total do sistema foi de: 
𝐴𝑉 =
∆𝑉𝑠𝑎í𝑑𝑎
∆𝑉𝑒𝑛𝑡𝑟𝑎𝑑𝑎
= 1833,67𝑉/𝑉 
 
Portanto, pelo resultado acima, concluímos que o sistema desenvolvido possui 
um ganho total do sistema próximo ao projetado inicialmente. 
 
5.3.4. Testes da resposta em frequência 
 
Também foram feitos testes para medir a resposta em frequência do sistema de 
monitoramento de ECG. Para isso, foram medidas as entradas e saídas para 13 valores 
diferentes de frequência: 0,5, 1, 1,5, 2, 2,5, 3, 4, 5, 6, 7, 8, 9, 10, 15, 20, 25, 30, 35, 40, 
45, 50, 55, 60, 65, 70, 75, 80, 85, 90, 95, 100, 150, 200, 250, 500 e 1kHz. Com isso, 
para cada valor de frequência o ganho do sistema foi calculado e então geramos o 
gráfico abaixo da Figura 5.8, que relaciona o ganho do sistema com a frequência do 
sinal. 
 
 
 
 
 
42 
Figura 5.8 – Gráfico da resposta em frequência do sistema. 
 
Como foi discutido no Capítulo 4, o sistema foi projetado para ter uma 
frequência de corte superior de f = 88,419𝐻𝑧. Por isso os valores escolhidos para medir 
a resposta em frequência do sistema estão entre 30Hz e 1kHz. Na Figura 5.8 acima fica 
claro que os melhores ganhos do sistema estão nas frequências abaixo de 100Hz, como 
foi projetado. 
 
 
5.4. Com a placa de aquisição de dados e LabVIEW 
 
Após definir todos os parâmetros variáveis do ganho de circuito de DRL, 
proximidade e topologia dos eletrodos na cinta, a eletrônica de frontend foi conectada 
ao sistema de aquisição de dados para digitalizar o ECG e adicionar uma última etapa 
de filtragem e processamento digital no sinal. Toda metodologia e técnicas de 
processamento utilizadas foram discutidas na sessão anterior, nessa sessão serão 
exibidos os resultados obtidos. 
 
5.4.1. Testes para comparar o sinal com eletrodo de gel x têxtil 
 
O primeiro teste foi feito para comparar os sinais de ECG medidos com 
eletrodos de gel condutivo adesivo (que é o usual do mercado) e o eletrodo têxtil 
desenvolvido nesse projeto. O objetivo dessa comparação é mostrar que mesmo com a 
 
 
43 
problemática impedância de entrada no caso do eletrodo têxtil, ainda assim fomos 
capazes de gerar um sinal de ECG com qualidade clínica. 
 
Figura 5.9 – Gráficos de comparação dos eletrodos de gel e têxtil. 
 
𝑆𝑁𝑅(𝑔𝑒𝑙) =
∆𝑉𝑠𝑖𝑛𝑎𝑙
∆𝑉𝑟𝑢í𝑑𝑜
=
2,2644
0,065
= 34,84𝑉/𝑉 
 
𝑆𝑁𝑅(𝑡ê𝑥𝑡𝑖𝑙) =
∆𝑉𝑠𝑖𝑛𝑎𝑙
∆𝑉𝑟𝑢í𝑑𝑜
=
0,1137
0,003
= 37,9𝑉/𝑉 
 
O resultado dos cálculos nos mostra que conseguimos garantir uma relação SNR 
para os eletrodos têxteis bem próxima à relação dos eletrodos de gel. Entretanto, como 
era de se esperar, o sinal de ECG obtido a partir dos eletrodos de gel têm uma excursão 
de sinal 20 vezes maior que a dos eletrodos têxteis. 
 
5.4.2. Teste com o resultado final do ECG em 2 pacientes 
 
Foram coletados sinais de ECG obtidos em 2 voluntários: Luciane (sexo 
feminino e com alto índice de gordura corporal) e Alex (sexo masculino e com baixo 
índice de gordura corporal). No gráfico da Figura 5.10 abaixo estão ilustrados os ECGs 
obtidos nos 2 voluntários, provando que o sistema desenvolvido funciona em biótipos 
bastante diferentes um do outro. 
 
 
 
44 
Figura 5.10 – Gráficos de comparação dos ECGs em 2 pacientes distintos. 
 
Observando os gráficos vemos que ECG do paciente Alex, que apresenta baixo 
índice de gordura corporal, teve o dobro de excursão de sinal da paciente Luciane. Isso 
acontece porque a gordura corporal atua como atenuador e filtro para diversos 
biopotenciais. 
 
Quadro 2: todos os resultados de ganho obtidos em todas as etapas do projeto. 
 
Testes com 
eletrodo de gel 
Ganho do circuito de 
DRL 
G = 1,5 25,49 V/V 
G = 2,2 20,79 V/V 
G = 10 4,75 V/V 
Adição do circuito de 
Buffer 
Sem Buffer 20,79 V/V 
Com Buffer 16,12 V/V 
Testes com 
eletrodo têxtil 
Distância dos 
eletrodos na cinta 
Afastados 36,35 V/V 
Juntos 16,22 V/V 
Testes com a placa 
PCB verde 
Ganho de circuito de 
DRL 
G = 1,47 19,41 V/V 
G = 1,83 36,53 V/V 
G = 2,68 22,73 V/V 
Tamanho dos 
eletrodos na cinta 
Cinta 1 34,49 V/V 
Cinta 2 1,46 V/V 
Cinta 3 32,69 V/V 
Cinta 4 16,03 V/V 
Cinta 5 77,38 V/V 
Testes com a placa 
de aquisição 
Comparação dos dois 
eletrodos 
Eletrodo de Gel 34,84 V/V 
Eletrodo Têxtil 37,90 V/V 
 
 
45 
Discussão 
 
O objetivo do projeto era desenvolver eletrodos secos têxteis capazes de garantir 
uma captação de ECG com qualidade clínica para o monitoramento do paciente. Como 
foi discutido anteriormente, hoje em dia esse processo é realizado apenas com eletrodos 
que possuem um gel condutivo, que apesar de apresentarem baixa impedância de 
entrada e bons resultados para exames de curta duração, podem se tornar incômodos e 
ineficazes (pelo ressecamento do gel) em aplicaçõesde longo prazo. 
Comparando a Figura 3.1 com a Figura 4.4 é possível notar que presente projeto 
foi inspirado no design de um eletrodo têxtil presente na literatura, pois apresentava 
fácil confecção e produzia bons resultados. Entretanto, nosso projeto deu um passo a 
mais no aperfeiçoamento da tecnologia: em vez de contato apenas por fios com a 
eletrônica de frontend, foi desenvolvido um contato magnético destacável que 
possibilita a higienização e reutilazação da cinta sem grandes dificuldades. Ao se 
comparar com a Figura 3.2 com a Figura 4.3, vemos também que o conceito de se 
utilizar os eletrodos têxteis em uma cinta elástica, em vez de soltos individualmente 
como na Figura 3.1, também foi aproveitado em nosso projeto, pois assim a posição 
relativa entre os eletrodos fica fixa na cinta e a mesma se adapta a diferentes biotipos, 
por ter sido confeccionada de material elástico. 
Nossos resultados da comparação da captação do ECG com os eletrodos têxteis 
e eletrodos com gel condutor corroboram resultados encontrados na literatura, e que 
serviram de inspiração no projeto, onde também foram obtidos excelentes sinais de 
EEG e ECG quando compararam os eletrodos têxteis com os eletrodos de gel. Além 
disso, o resultado final comparativo entre os dois tipos de eletrodos de captação de 
ECG, ilustrado na Figura 5.9, mostra que as características do sinal de ECG foram 
preservadas e o sinal possui o mesmo valor clínico que aquele captado com eletrodo 
com gel. Ou seja, as mesmas conclusões clínicas que poderiam ser tiradas a partir do 
sinal proveniente do eletrodo de gel também podem ser obtidas agora de maneira menos 
penosa e incômoda ao paciente que, em muitos casos, já se encontra em estado de 
extremo desgaste físico e emocional. 
 
 
 
46 
Conclusões 
 
Os resultados e avanços verificados ao longo do projeto nos permitem avalizar 
que é possível desenvolver tecnologia nacional para a obtenção de sinais de ECG com 
qualidade clínica através de eletrodos têxteis secos. Tal método de obtenção de ECG, se 
implementado em hospitais, poderia melhorar consideravelmente a qualidade de 
recuperação e acompanhamento de pacientes em processo de pós-operatório. Além 
disso, exames necessários e inconvenientes como o Holter (onde o indivíduo permanece 
com eletrodos no corpo por até 24h) se tornariam menos desconfortáveis para o 
paciente. Mais ainda, o sistema automático de monitoramento permitiria um 
acompanhamento do paciente permite otimizar o trabalho da equipe de enfermeiros e 
médicos do hospital já que o sistema poderia comunicar variações perigosas na 
frequência cardíaca do paciente instantaneamente a uma central de monitoramento do 
hospital. 
 
 
47 
Bibliografia 
 
[1] CARR, J. JOSEPH, BROWN, JOHN M., Introduction to Biomedical Equipment 
Technology. Upper Saddle River, Columbus, Prentice Hall, 2001. 
 
[2] CT LIN, LD LIAO, YH LIU, IJ WANG, BS LIN, JY CHANG, “Novel dry polymer 
foam electrodes for long-term EEG measurement”, IEEE Transactions/ Biomedical 
Engineering, v. 58, pp. 1200-1207, 2011. 
 
[3] K MANKODIYA, YA HASSAN, UG Holfmann, “Textile electrodes in a body belt 
to capture and process ECG signals”. In: Ubicomp'10, Copenhagen, 2010. 
 
[4] Texas Instruments., “LF353-N Wide Bandwidth Dual JFET Input Operational 
Amplifier”, http://www.ti.com/lit/ds/symlink/lf353-n.pdf, (Acesso em 07 de Junho 
de 2016). 
 
[5] Texas Instruments., “INA12x Precision, Low Power Instrumentation Amplifiers”, 
http://www.ti.com/lit/ds/symlink/ina128.pdf, (Acesso em 07 de Junho de 2016). 
 
[6] TODA MATÉRIA, “Sistema Cardiovascular”, www.todamateria.com.br/sistema-
cardiovascular, 2016, (Acesso em 07 de Junho de 2016). 
 
 [7] AULA DE ANATOMIA, “Sistema Cardiovascular”, 
http://www.auladeanatomia.com/cardiovascular/angiologia.htm, 2016, (Acesso em 
07 de Junho de 2016).