Abstract— This paper shows the design and construction of an electrocardiograph capable of capturing and showing the electri-cal activity of the human heart through a single channel. For this purpose, a circuit comprising an amplification phase, that uses an instrumentation amplifier (INA), and an analog-to-digital converter (ADC) is designed and connected to a Raspberry Pi (RPI) microcomputer through a Serial Peripheral Interface (SPI). In addition, a software, responsible for the cardiac signal acquisition, storage and visualization was written in Python programming language and executed in the microcomputer. The obtained signals were analyzed by software GNU/Octave, where digital signal processing techniques (DSP) were employed in the development of filters. With the prototype, it was possible to observe the main waves that compose the Electrocardiogram, in agreement with the expected signal for the bipolar lead I, where the measurement points are located in both arms.

Keywords— Electrocardiogram, Electrocardiograph, Python, Electronic Instrumentation.

I. INTRODUÇÃO ELETROCARDIOGRAMA (ECG) é um exame que consiste na captação e exibição do biopotencial cardíaco utilizan-

do eletrodos metálicos, em formato discoide, colados sobre a pele [1]. O aparelho que capta e permite a visualização do sinal ECG é o eletrocardiógrafo e, para que funcione coeren-temente, deve ser capaz de amplificar as frequências que com-põem o sinal de ECG, atenuar ruídos indesejados, como por exemplo, a interferência de 60 Hz da rede elétrica e ruídos de radiofrequência, e exibir o exame através de uma interface.

Quando interpretado por um profissional devidamente ca-pacitado, o ECG auxilia no diagnóstico e prevenção de várias doenças cardíacas. Segundo [2], dentre os óbitos por Doenças Crônicas não Transmissíveis (DCNT) no Brasil nos últimos anos, a principal causa foram as doenças cardiovasculares, representando cerca de 30% das mortes registradas no País. Dessa forma, uma máquina de ECG é um equipamento fun-damental a ser instalado em centros de saúde. No entanto, um equipamento comercial dessa natureza, custa, em média, o equivalente a U$ 1.600,00 no Brasil, o que pode ser muito oneroso para os postos de saúde, unidades de pronto atendi-

A. C. Martinez, Universidade Estadual de Campinas, Campinas, São Pau-lo, Brasil, a190719@dac.unicamp.br

F. W. D. Pfrimer, Universidade Tecnológica Federal do Paraná, Toledo, Paraná, Brasil, pfrimer@utfpr.edu.br

M. S. Costa, Universidade Estadual de Campinas, Campinas, São Paulo, Brasil, mathias.scroccaro@gmail.com

A. Y. Nakano, Universidade Tecnológica Federal do Paraná, Toledo, Pa-raná, Brasil, nakano@utfpr.edu.br

Corresponding author: Felipe Walter Dafico Pfrimer

mento e hospitais públicos brasileiros. Este artigo apresenta uma abordagem construtiva de um

eletrocardiógrafo de canal único visando o baixo custo, atra-vés da utilização de uma plataforma computacional de preço reduzido. Para tanto, empregou-se o microcomputador Rasp-berry Pi 2 (RPI2) para o processamento e exibição do sinal em uma interface gráfica.

Desta maneira, este trabalho contempla uma breve revisão de fisiologia cardíaca e amplificadores de instrumentação, materiais e técnicas de construção do circuito, métodos de programação e processamento do sinal e, por fim, o resultado obtido com o equipamento.

II. ORIGEM DO SINAL CARDÍACO O biopotencial é proveniente da variação do potencial de

membrana das células excitáveis após um estímulo adequado, suficientemente grande [3]. As células cardíacas são denomi-nadas auto-excitáveis, pois o ciclo cardíaco é iniciado por um potencial de ação que se origina de forma espontânea e ritma-da no nodo, ou nó, sinoatrial, e se propaga pelas células espe-cializadas que constituem o sistema de condução do mesmo [4]. A contração ritmada do músculo cardíaco é fundamental para que os ventrículos se encham de sangue antes de bombeá-lo. Os processos de contração e relaxamento geram correntes elétricas que suscitam um campo elétrico detectável na super-fície corporal. Assim, se eletrodos ligados a um eletrocardió-grafo forem colocados sobre a pele em pontos opostos ao coração, esses potenciais gerados na contração e relaxamento dos átrios e ventrículos serão registrados, o que corresponde ao eletrocardiograma.

O sinal cardíaco convencional apresenta as ondas P, Q, R, S e T, assim como ilustrado na Fig. 1, que são geradas pela atividade cardíaca [1][5][6]. O complexo QRS no eletrocardi-ograma é o registro da atividade de despolarização dos ventrí-culos, e equivale a maior onda do exame, devido a atividade de contração do músculo ventricular ser responsável por bom-bear sangue para os pulmões e para as regiões periféricas do corpo.

O registro do ECG pode ser feito através da análise em pa-res dos potenciais captados pelos eletrodos posicionados em diferentes partes do corpo, chamadas de derivações [6]. Exis-tem doze derivações no total, e no presente trabalho serão apresentados dados obtidos apenas com a derivação bipolar periférica DI (lead 1), que corresponde fazer o registro da diferença de potencial captada entre os braços esquerdo e direito de um paciente [5][6].

How to Develop a Single Channel Electrocardiograph with a Low Budget

A. C. Martinez, F. W. D. Pfrimer, M. S. Costa, and A. Y. Nakano, Member, IEEE

O

IEEE LATIN AMERICA TRANSACTIONS, VOL. 16, NO. 4, APRIL 2018 1057

Figura 1. Sinal típico do coração, onde as ondas P, Q, R, S e T são resultado da contração ou relaxamento dos átrios e ventrículos.

III. AMPLIFICADORES DE BIOPOTENCIAIS Eletrocardiógrafos fazem uso de amplificadores de biopo-

tenciais [6][7][8] que são circuitos eletrônicos projetados com a finalidade de amplificar sinais biológicos captados por ele-trodos, que são posicionados sobre a pele do paciente de acor-do com a derivação desejada.

O sinal cardíaco apresenta baixa frequência e amplitude, e pode ser medido de forma diferencial, subtraindo as tensões captadas por um par de eletrodos. Tipicamente, deve ser am-plificado de mil a duas mil vezes. Isso representa um desafio adicional ao projetista pois, caso não ocorra a atenuação das interferências, o sinal captado torna-se ruidoso e impróprio para avaliação médica. Adicionalmente, a amplificação de tensões CC (corrente contínua), oriundas da interface entre os eletrodos e a pele, e a presença de uma tensão de modo co-mum fora dos limites estabelecidos para os amplificadores utilizados, podem fazer o circuito saturar [8].

Portanto, para o estágio de entrada do circuito de um eletro-cardiógrafo faz-se necessário um amplificador diferencial ou de instrumentação (INA), sendo o segundo a configuração mais adequada por apresentar maior impedância de entrada. Dentre as topologias existentes para INAs, a que emprega três amplificadores operacionais (Amp Op) é uma das mais utili-zadas. Esta topologia está representada no circuito da Fig. 2, onde estão indicados seus estágios de entrada e saída. O está-gio de entrada é composto por dois Amp Ops e seu estágio de saída apenas por um. As resistências RF, R1 e R2, que apare-cem aos pares, são internas ao circuito integrado (CI) do INA e, portanto, possuem valores fixos. O ganho é definido pela resistência RG, externa ao CI.

A Fig. 2 também apresenta um modelo para o típico sinal de entrada aplicado ao amplificador de biopotenciais, no qual componentes de interferência e do biopotencial cardíaco são representadas e, de fato, correspondem ao sinal captado pelos eletrodos na superfície do corpo [8].

Este modelo apresenta três componentes de tensão: uma de-nominada tensão de modo comum (VCM), que surge, princi-palmente, devido ao campo elétrico no qual o corpo do paci-ente está imerso; outro, referente à tensão diferencial, ou (VD), captada devido ao biopotencial cardíaco, sendo este o sinal de interesse; e duas componentes de tensão CC (VCC1 e VCC2). A

parcela de tensão CC pode surgir na interface eletrodo-pele devido a um fenômeno eletroquímico e, dessa forma, possui grande influência no projeto do circuito de amplificação. Co-mo existem dois eletrodos colados à pele na derivação DI, este potencial de junção apresenta duas parcelas designadas por VCC1 e VCC2, como pode ser visto na Fig. 2. As impedâncias denominadas ZE1 e ZE2, surgem devido ao contato dos eletro-dos com o corpo humano e são determinadas principalmente pelas características químicas desta interface.

Figura 2. Entrada típica de um circuito amplificador de sinal cardíaco utili-zando um INA com 3 Amp Ops.

Pode-se calcular ganho do circuito da Fig. 2 como:

!!!!

= 1 + 2!!!!!!!!

+ !!"# , (1)

Sendo que, VREF é uma tensão que pode ser definida pelo pro-jetista para ajustar a tensão de saída (VO) a um nível adequado para o próximo estágio, sendo comumente empregado na construção de um circuito chamado “restaurador de linha base” em eletrocardiógrafos [7][8].

Segundo [8] e [9], o ganho do primeiro estágio deve ser baixo. Dessa forma, um segundo estágio de amplificação deve ser empregado para atingir o ganho necessário. Após a ampli-ficação, o sinal deve também ser filtrado para eliminar ruídos localizados fora da banda de interesse.

IV. MATERIAIS UTILIZADOS E CUSTO DO PROTÓTIPO Dentre os materiais que foram utilizados para a implemen-

tação do eletrocardiógrafo, pode-se citar: eletrodos e cabos blindados; circuito analógico para amplificação do sinal cardí-aco, sendo empregado um amplificador de instrumentação INA121 [10]; Amp Ops do tipo OPA335 [11]; um conversor analógico para digital ADS8321 [12]; um microcomputador (RPI2); um monitor sensível ao toque; um teclado; componen-tes discretos (resistores, capacitores, referência de tensão, conectores e cabos); e placa de circuito impresso (PCB). A TABELA I relaciona os valores gastos com cada componente juntamente com o gasto total do protótipo.

Os laboratórios da Universidade Tecnológica Federal do Paraná, campus Toledo (UTFPR-TD) foram utilizados para o desenvolvimento do projeto. Os componentes e dispositivos necessários, disponíveis nos laboratórios da UTFPR-TD, fo-ram utilizados como materiais para o desenvolvimento do eletrocardiógrafo.

P

R

T

QS

Complexo QRS

Tempo

Am

plitu

de

VO

A1

A2

A3

VREF

RG

RF

RF

R1

R1

R2

R2

VCC1

VCC2

Ze1

Ze2

V /2D

V /2DVCM

Entrada típica de um circuito de captação de biopotênciais Estágio de entrada do INA Estágio de saída do INA

Arquitetura típica de um INA com três amplificadores operacionais

Resistência de ganho(externa ao INA)

*

* V é normalmente conectado ao terra.REF

1058 IEEE LATIN AMERICA TRANSACTIONS, VOL. 16, NO. 4, APRIL 2018

Os valores contidos na TABELA I foram obtidos através de orçamentos fornecidos por lojas especializadas e não incluem taxas de importação, impostos e custo de envio, visto que esses gastos adicionais variam de região para região. Dessa forma, o custo total de U$ 135,55 representa apenas o gasto aproximado com materiais.

TABELA I

CUSTO DOS COMPONENTES UTILIZADOS NO PROJETO

Componente Quantidade Valor unitário (U$)

Valor total (U$)

Raspberry Pi 2 1 35,00 35,00 INA121 1 3,40 3,40 OPA335 4 0,87 3,48 ADS8321 1 6,74 6,74

Monitor de 7’’ sensível ao toque 1 66,94 66,94

Teclado 1 9,99 9,99 Componentes

discretos - 5,00 5,00

PCB 1 5,00 5,00 Gasto com materiais 135,55

Considerando a produção do protótipo no Brasil, com todos

os materiais sendo importados, e estimando um gasto total de U$ 50,00 com despesas de envio, o protótipo custaria aproxi-madamente U$ 380,00, incluindo impostos e taxas de impor-tação. Esse valor representa um gasto quatro vezes inferior quando se comparado com o preço médio de um equipamento comercial oferecido naquele país.

V. DESCRIÇÃO DO CIRCUITO PROPOSTO Assim como foi descrito na Seção III, para que o amplifica-

dor de sinais ECG funcione de maneira adequada é recomen-dável que: o estágio de entrada, que é composto por um INA semelhante ao da Fig. 2, deva apresentar um ganho baixo e limitado (entre 1 e 5 V/V, aproximadamente); haja a constru-ção de circuito restaurador de linha base, para remover uma grande parcela do potencial CC captado pelos eletrodos; seja feita a implementação de um estágio de saída com ganho elevado para amplificar a tensão de interesse VD; e aplicação de filtros após a amplificação do sinal. Dessa forma, um dia-grama simplificado do circuito proposto está ilustrado na Fig. 3.

A. Primeiro estágio de amplificação Para o melhor entendimento do diagrama da Fig. 3, a análi-

se será iniciada pela captação do biopotencial cardíaco através dos eletrodos posicionados nos braços direito e esquerdo do paciente, de acordo com a derivação DI. Os sinais captados são conectados ao primeiro estágio de amplificação, composto pelo circuito integrado (CI) INA121 [10] e as resistências RG/2. Este INA é indicado para circuitos de amplificação de biopotencias e, dentre outras características, apresenta elevada impedância de entrada, baixo ruído e elevada taxa de rejeição de modo comum (CMRR do inglês, common mode rejection ratio).

Figura 3. Diagrama de blocos simplificado do sistema proposto.

B. Circuito de driven right leg Com o intuito de evitar a saturação do primeiro estágio de-

vido a valores inadequados de VCM [8], implementa-se um circuito de realimentação que atribui ao corpo do paciente uma tensão de referência (através de um eletrodo), com valor conhecido e dentro de uma faixa de valores aceitável. Esta realimentação está representada na Fig. 3 pelo bloco intitulado “Circuito de DRL”. A sigla DRL vem da expressão inglesa driven right leg, pois o eletrodo de referência deve ser posici-onado na perna direita.

Para a construção deste circuito é necessário que a resistên-cia de ganho do INA (RG), seja dividida em duas resistências em série, sendo que cada uma tenha metade do valor original (RG/2), assim como mostra a Fig. 3. A tensão VG, que se en-contra entre as duas resistências de ganho, está dentro dos limites de operação do INA121. Desta forma, VG pode ser amostrada e aplicada ao corpo para regular VCM. A Fig. 4 ilustra o circuito DRL desenvolvido para o sistema e, como pode ser observado, VG é aplicada ao corpo através dos Amp Ops A1 e A2. Este circuito é recomendado pelo manual do INA121 [10]. Adicionalmente, VG pode ser conectado à blin-dagem do cabo dos eletrodos para diminuir interferências eletromagnéticas. No circuito da Fig. 4, VG é aplicado à blin-dagem após o amplificador A1 (seguidor de tensão). O termi-nal positivo de A2 é conectado a uma referência de tensão de 2,5 V pois a alimentação do circuito é do tipo simples (entre 5 e 0 V).

Figura 4. Esquema de ligação do circuito de DRL desenvolvido para o sistema do eletrocardiógrafo.

C. Circuito restaurador de linha base Para atenuar o ruído CC, oriundo do acoplamento do ele-

trodo à pele, utiliza-se uma malha de realimentação, represen-tada na Fig. 3 pelo bloco “restaurador de linha base”. Este

INA121RG/2VO

Eletrodo

Eletrodo

Eletrodoesquerdo

direito

dereferência

Circuito de DRL

VREF

Primeiro estágiode amplificação Segundo estágio

de amplificação

ADS8321(conversor analógico

para digital, ADC)Raspberry PI

VECG

Monitor LCDSPIHDMI

Circuito integrador(restaurador de linha

base)

+

-

VG

INA121RG/2VO

Eletrodo

Eletrodo

Eletrodo

R

VGVG

A2

R

R

A1

esquerdo

direito

dereferência

Circuito de DRL

Blindagem

2,5 V

COSTA MARTINEZ et al.: HOW TO DEVELOP A SINGLE 1059

circuito consiste em um integrador conectado entre a saída do INA121 e o terminal de referência do mesmo, que são os pontos VO e VREF, respectivamente. O esquemático do inte-grador desenvolvido está representado na Fig. 5, onde é mos-trando sua conexão com o INA121. Novamente, assim como no circuito DRL, o terminal positivo do Amp Op é conectado a uma referência de tensão de 2,5 V devido à alimentação com fonte simples do circuito.

Figura 5. Esquemático de conexão entre o circuito integrador e o INA121 para formar a malha de realimentação que suprime ruídos CC oriundos da interface eletrodo-pele.

O funcionamento do circuito da Fig. 5 pode ser entendido através do diagrama de blocos da Fig. 6, que representa a sua função de transferência em malha fechada (FTMF). A função de transferência do integrador (H(s)) é -10/s e o ganho do INA121 é representado através do bloco G(s), que correspon-de a 2,25 V/V.

Figura 6. Diagrama de blocos da conexão entre o integrador e o INA121.

Dessa forma, pode-se calcular a FTMS como:

!"#! = !(!)1 + !(!) (2)

Substituindo os valores de G(s) e H(s), obtém-se:

!"#! = 2,25! + 10 (3)

Com isso, percebe-se que o circuito apresentado na Fig. 5

rejeita componentes CC, como pode ser visto no diagrama de Bode da Fig. 7, que representa a FTMF.

Figura 7. Diagrama de Bode da FTMF.

D. O segundo estágio de amplificação O segundo estágio de amplificação trata-se de um simples

amplificador não-inversor com Amp Op, sendo este ilustrado no esquemático da Fig. 8, que também contempla os blocos do circuito amplificador de biopotenciais que já foram discutidos nessa seção, incluindo os valores dos resistores e capacitores utilizados.

E. Visão geral do amplificador de biopotenciais O esquemático na Fig. 8, ilustra, de forma geral, o amplifi-

cador de biopotenciais desenvolvido para este projeto. O pri-meiro estágio de amplificação é formado pelo amplificador A1 (INA121), RG1 e RG2. O circuito integrador, é composto pelo amplificador A5, o capacitor C de 1 µF e a resistência R1. O segundo estágio de amplificação é formado pelo Amp Op A4 e os resistores R2 e R3. Finalmente, o circuito de realimenta-ção DRL é constituído pelos amplificadores A2 e A3 e os resistores R4, R5 e R6. Os resistores R6, R7 e R8, cujos valo-res foram omitidos da Fig. 8, são utilizados para a proteção do paciente contra algum mal funcionamento do equipamento. Tipicamente esses resistores possuem o valor definido entre 100 e 500 kΩ, sendo 390 kΩ o valor empregado neste projeto.

Para a alimentação do circuito utilizou-se uma fonte sim-ples de 9,0 V que é regulada para 5,0 V através do circuito integrado (CI) LM78L05. A tensão de 5,0 V é utilizada para alimentar o INA121, os Amplificadores Operacionais e o ADC. Utilizou-se também um dispositivo MCP1525 [13], que serve como uma referência de tensão de 2,5 V para todo o circuito. Dessa forma, como a alimentação é do tipo simples e limitada entre 0,0 e 5,0 V, é conveniente que os Amp Ops possuam saída do tipo rail-to-rail, o que significa que a tensão de saída pode excursionar próximo dos níveis de alimentação.

+

-Vd

+

-INARG

2,5 V

-

+

100 kΩ1 µF

Vai para o estágio de ganho

Amp OpEntrada de referência do INA (V )REF

FPB

Saída do INA (V )O

G(s)++-

+

-

++INA121

10s

Integrador H(S)

Terminal positivo do INA

Terminal negativo do INA

Saída do INA (V )O

Vai para o segundoestágio de ganho

Entrada de referência do INA (V )REF

Vd

+

--

+

80

60

40

20

0

10

0

-10

-20

-30

-4010310210110010-1

100

Frequencia (Hz)

Frequencia (Hz)

Diagrama de Bode

Mag

nitu

de (d

B)Fa

se (g

raus

)

10-2

10310210110010-110-2

1060 IEEE LATIN AMERICA TRANSACTIONS, VOL. 16, NO. 4, APRIL 2018

Figura 8. Circuito completo de captação de biopotenciais cardíacos.

Todos os Amp Ops utilizados no circuito são do tipo OPA335 [11]. Tais amplificadores são recomendados para instrumentação médica, que é o caso do presente trabalho. Suas características principais são: baixa tensão de offset (má-ximo de 5 µV), operação com fonte simples e saída do tipo rail-to-rail. A utilização desses amplificadores operacionais permitiu a alimentação do circuito com fonte simples e excur-são do sinal de saída dentro da faixa de 0,0 a 5,0 V, que é desejável para o ADC utilizado.

Para um amplificador de biopotencial cardíaco, existe ainda a necessidade de eliminação de ruídos, cujos principais moti-vos de ocorrência são: radiação eletromagnética, movimenta-ção dos cabos conectados ao paciente e da contração de outros músculos no momento do exame. Esses sinais indesejáveis são comumente chamados de “artefatos” e sua ocorrência pode levar a um diagnóstico errôneo. A atenuação de artefatos pode ser feita através da construção de filtros passa-faixa (PF) em um estágio de saída do sistema, com uma banda passante entre 0,5 e 35 Hz, tipicamente. No presente trabalho, o filtro PF não foi desenvolvido de forma analógica, objetivando a construção de um circuito menor e com menos componentes eletrônicos. Dessa forma, a filtragem foi realizada empregando um filtro digital, que é aplicado após a coleta dos dados, assim como será discutido na seção de resultados.

Segundo o manual do fabricante [10], o ganho do INA121, G121, pode ser calculado pela expressão:

!!"! = 1 + 50!!

(4)

sendo RG é a resistência de ganho medida em kΩ. No circuito da Fig. 8, este resistor é formado pela associação em série de RG1 e RG2 totalizando uma resistência de 40 kΩ. Dessa forma, o ganho do INA121 é de G121 = 2,25 V/V.

Como o estágio de saída do circuito da Fig. 8 é formado por uma configuração não inversora com Amp Op, possui o ganho (GOUT) definido por: GOUT = 1 + R3/R2.

O ganho deste estágio foi determinado de forma empírica objetivando a maior excursão do sinal de saída, de 0 a 5 V, o que permitiu aproveitar quase toda faixa de operação do con-versor analógico-digital. Dessa forma, de acordo com os valo-res de resistência da Fig. 8, o ganho do estágio de saída foi ajustado para GOUT = 921 V/V. O ganho total do circuito é dado pela multiplicação dos ganhos parciais G121 e GOUT, resultando em 2.072,25 V/V.

VI. PROCESSAMENTO E EXIBIÇÃO DO SINAL O processo de amostragem do sinal cardíaco foi viabilizado

pelo conversor analógico para digital (ADC), de 16 bits, ADS8321 [12], que está representado na Fig. 3. Para tanto, a frequência de amostragem fs foi configurada por um software desenvolvido em linguagem de programação Python no RPI2.

A comunicação entre o RPI2 com o ADC foi realizada via protocolo Serial Peripheral Interface (SPI). O RPI2 possui um módulo próprio para comunicação SPI que pode ser acessado através de pinos presentes em sua placa. Para utilizar o módu-lo SPI presente no RPI, foi utilizada a biblioteca SpiDev para Python [14].

Figura 9. Interface gráfica de usuário (GUI) desenvolvida para o sistema. Ao clicar no botão “Play”, localizado na parte superior da janela, é iniciado a visualização e amazenamento do sinal cardíaco.

Para a exibição do sinal, foi desenvolvida uma interface gráfica (GUI, do inglês Graphical User Interface) utilizando as bibliotecas Tkinter [15] e Matplotlib [16]. O uso destas bibliotecas permitiu a elaboração de gráficos e widgets (com-ponentes de uma GUI, como, por exemplo, janelas, botões, menus, ícones, barras de rolagem, entre outros), para o contro-le de exibição, assim como a integração com o controle de amostragem em um único código fonte. A Fig. 9 ilustra a GUI desenvolvida para este projeto. O controle desta interface é simples e minimalista, sendo necessário apenas clicar no botão “Play”, localizado na parte superior da janela, para iniciar a visualização e armazenamento do sinal cardíaco. Para finali-

RG220kΩ

5.0V

RG120kΩ

A1

INA1213

2

47

6

85

1

U1

OPA3353

2

47

6

R1100kΩC

1µF

5.0VTensão de referência

2.5V

OPA335

3

2

47

6

5.0V

R2

1kΩ

R3

920kΩ

OPA3353

2

47

6

5.0V

R4

390kΩ

R5

390kΩ

OPA335

3

2

47

6

5.0V

A2A3

A4

(MCP1525)

Eeletrodo de referência

ADC

Resistores de ganho

Circuito de realimentação DRL

Estágio de saída

Circuitointegrador

A5

Eletrodos

R6

R7

R8

(segundo estágio de amplificação)

COSTA MARTINEZ et al.: HOW TO DEVELOP A SINGLE 1061

zar, basta clicar no botão “Stop”, que aparece no lugar de “Play” durante o processo de amostragem.

Como o RPI2 possui quatro núcleos de processamento, a carga computacional utilizada na amostragem e também na exibição do sinal pôde ser dividida implementando a técnica de programação paralela via troca de mensagens (MPI, do inglês Message Passing Interface). Normalmente esta técnica é utilizada para troca de mensagens entre processos que ocor-rem em computadores distintos. Entretanto, neste trabalho, a troca de informações ocorreu entre processos que eram execu-tados em núcleos diferentes do RPI2, aumentando a perfor-mance do programa. Dessa forma, a biblioteca Mpi4py [17] (MPI para Python) foi importada no script Python e as tarefas puderam ser divididas em dois processos: um que trata exclu-sivamente do controle do ADC e, por consequência, da amos-tragem via protocolo SPI; e outro que processa e exibe o sinal pela interface gráfica. Desta maneira, dois núcleos de proces-samento do Raspberry Pi puderam ser empregados.

O algoritmo que gerencia a amostragem, representado na Fig. 10 pelo processo rank = 0, inicia quando o botão “Play” da interface é pressionado. Assim que 500 amostras do sinal são coletadas há a sincronização com o processo rank = 1, utilizando a função “mpi4py.barrier()”. Logo após, as amos-tras são enviadas, por meio do método “mpi4py.send()”, para serem plotadas no gráfico da GUI.

Paralelamente, no processo rank = 1, ao ser chamada a fun-ção para atualização do gráfico, o algoritmo dos componentes da GUI aguarda sincronização com o processo rank = 0 e então recebe as amostras coletadas utilizando a função “mpi4py.recv()”.

Ao executar o script, cada processo recebe um PID (Pro-cess IDentification) único, possibilitando alterar a prioridade de execução com os comandos nice e renice do sistema opera-cional Raspbian. Assim, priorizando a execução do processo rank = 0 há redução considerável no erro do período de taxa de amostragem, uma vez que a aplicação Python não é em tempo real.

VII. CAPTAÇÃO DO SINAL CARDÍACO Para a captação do sinal cardíaco, a superfície da pele foi

limpa com uma solução de álcool etílico 70%, com o intuito de remover células mortas que aumentam a resistência da interface. Também foi aplicado um gel eletrolítico (contendo íons de cloro), reduzindo assim o potencial eletrodo-pele inde-sejado no sistema de captação [18].

Os dois eletrodos de superfície utilizados para a captação do biopotencial foram posicionados no pulso direito e esquerdo do voluntário, de acordo com a derivação DI. O terceiro ele-trodo é referente ao driven right leg e foi alocado sobre o local adequado na perna direita. O voluntário permaneceu sentado, realizando o mínimo de movimento possível durante as medi-ções.

Figura 10. Algoritmo que gerencia a amostragem e a atualização do gráfico na interface.

Resultados foram coletados em diferentes frequências de amostragem (fs), objetivando verificar empiricamente qual valor de fs apresentava a menor demanda de esforço computa-cional e, ao mesmo tempo, melhor representava o sinal cardía-co. Após os eletrodos estarem devidamente conectados, a frequência de amostragem desejada podia ser configurada no código do software desenvolvido, e somente após isto inicia-va-se o registro do sinal.

VIII. RESULTADOS E DISCUSSÕES Após a execução de vários ensaios, verificou-se que uma

frequência de amostragem em torno de 390 Hz foi a mais adequada para a captação e visualização do sinal cardíaco na interface do sistema desenvolvido. Essa frequência também permitiu a implementação de filtragem digital após a coleta dos dados.

A Fig. 11 representa gráficos referentes a coleta de dados de um ensaio feito com a frequência de 390 Hz. Como esperado, o sinal bruto, sem aplicação de filtro passa-faixa, é bastante ruidoso, assim como pode ser visto no gráfico superior da Fig. 11. No entanto, ainda é possível a visualização dos picos que correspondem ao complexo QRS do sinal cardíaco.

O gráfico inferior da Fig. 11 representa o sinal cardíaco após a aplicação de um filtro digital passa-faixas butterworth de terceira ordem com banda passante contendo as frequências de 0,5 Hz à 35 Hz.

Como pode-se observar na Fig. 11, as ondas obtidas são compatíveis com as ondas características de um ECG típico. É possível reconhecer as ondas T e complexo QRS, apesar do nível de ruído apresentado.

1062 IEEE LATIN AMERICA TRANSACTIONS, VOL. 16, NO. 4, APRIL 2018

Figura 11. Sinal de ECG obtido antes (gráfico superior) e após (gráfico inferi-or) do processamento de filtragem digital para a frequência de amostragem fs = 390 Hz.

IX. CONCLUSÃO Neste trabalho, foi apresentado o projeto e desenvolvimento

de um eletrocardiógrafo. Com o equipamento elaborado, foi possível captar o biopotencial, processá-lo, exibi-lo e reconhe-cer a forma de onda de um sinal ECG. O protótipo desenvol-vido é capaz de monitorar apenas uma derivação por vez, dentre um total de doze que podem ser utilizadas para o diag-nóstico de um paciente. No entanto, tanto o aparelho quanto o exame ainda não estão adequados às normas vigentes para aparelhos de monitoramento cardíaco, impossibilitando sua aplicabilidade clínica, apenas o uso acadêmico.

O custo total do protótipo foi de aproximadamente U$ 135,55, já incluindo o Raspberry Pi. Mesmo com as alterações necessárias para melhorar a qualidade do sinal mostrado na GUI e demais adaptações, estima-se que o custo total não ultrapasse U$ 150,00, mantendo ainda um custo inferior ao valor comercial de eletrocardiógrafos convencionais.

Futuramente, o eletrocardiógrafo desenvolvido poderá, após vários refinamentos, ser empregado em clínicas médicas e ser utilizado para diagnosticar doenças do coração.

REFERENCIAS [1] P. C. N. Cunha, R. V. V. Lopes, L. C. Coradine, L. D. Silva, and C. S.

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Amanda Costa Martinez recebeu o título de Engenheira Eletrônica pela Universidade Tecnológica Federal do Paraná (UTFPR) em 2016. Atualmente participa como aluna no programa de pós-graduação em Engenharia Elétrica na Universidade Estadual de Campinas (Unicamp). Interessa-se por instrumentação médica e microeletrônica.

Felipe Walter Dafico Pfrimer recebeu o título de Mestre em Engenharia Elétrica pela Universidade Estadual de Campinas (2009) e título de Doutorado em Engenharia Elétrica pela Universidade Estadual de Campinas (2013). Atualmente é Professor da Universidade Tecnológica Federal do Paraná (UTFPR). Tem experiência na área de Engenharia Elétrica, com ênfase em Medidas Elétricas, Magnéticas e Eletrônicas;

Instrumentação. Atuando principalmente nos seguintes temas: Grade de Bragg, Grades de Bragg em fibra, Rede de sensores, Fibras óticas.

Mathias Scroccaro Costa recebeu o título de Engenheira Eletrônica pela Universidade Tecnológica Federal do Paraná (UTFPR) em 2017. Atualmente participa como aluno no programa de pós-graduação em Engenharia Elétrica na Universidade Estadual de Campinas (Unicamp). Interessa-se por instrumentação eletrônica, microeletrônica, programção de microcontroladores, programação python e software livre.

Alberto Y. Nakano recebeu Título de Mestre da Universida-de de São Paulo (2005) e Título de Doutor pela Toyohashi University of Technology, Japão (2010). Atualmente é Pro-fessor da Universidade Tecnológica Federal do Paraná (UTFPR - Campus Toledo, Brasil). Seus interesses em pes-quisa incluem acústica, processamento de áudio e fala, eletrô-nica, reconhecimento de padrões e aprendizagem de máquina.

COSTA MARTINEZ et al.: HOW TO DEVELOP A SINGLE 1063