UNIVERSIDADE FEDERAL DO ABC
CENTRO DE ENGENHARIA E CIÊNCIAS SOCIAIS APLICADAS
PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO EM ENGENHARIA DA
INFORMAÇÃO.
NILTON SERIGIOLI
“MONITORAMENTO DE SINAIS BIOMÉDICOS
BASEADO EM COMPUTAÇÃO MÓVEL”
Santo André
2011
ii
NILTON SERIGIOLI
“MONITORAMENTO DE SINAIS BIOMÉDICOS BASEADO EM
COMPUTAÇÃO MÓVEL”
Dissertação apresentada à Universidade
Federal do ABC como parte dos requisitos
para obtenção do Título de Mestre em
Engenharia de Informação.
Orientador: Prof. Dr. Rodrigo Reina Muñoz.
Santo André
2011
iii
Ficha catalográfica elaborada pela Biblioteca da Universidade Federal do ABC
SERIGIOLI, Nilton
Monitoramento de sinais biomédicos baseado em computação móvel / Nilton Serigioli —
Santo André : Universidade Federal do ABC, 2011.
126 fls. il. 29 cm
Orientador: Rodrigo Reina Muñoz
Dissertação (Mestrado) — Universidade Federal do ABC, Programa de Pós-graduação
em Engenharia da Informação, 2011.
1. Comunicação GSM 2. Instrumentação biomédica 3. telemedicina I. MUÑOZ, Rodrigo
Reina. II. Programa de Pós-graduação em Engenharia da Informação, 2011, III. Título.
CDD 610.28
iv
v
Dedico esse trabalho a minha esposa Adriana
e a minha filha Giovana, pelo incentivo e
compreensão nos momentos de ausência.
vi
AGRADECIMENTOS
Agradeço a Deus, pela proteção e alicerce nos momentos de
insegurança e de fraqueza.
A minha esposa pela paciência quando eu estava impaciente, pela
motivação quando estava desmotivado, pela segurança quando estava
inseguro e principalmente pelas orações, pois foram por elas que tive forças
para continuar.
A minha filha, na qual foi fonte de motivação.
Aos meus familiares pela compreensão nos momentos de ausência.
Ao meu orientador, professor Rodrigo Reina Muñoz por sua orientação,
profissionalismo e determinação.
Aos meus colegas de trabalho da Escola SENAI “Manuel Garcia Filho” e
da Faculdade Anchieta pelo apoio, paciência e ajuda para superar alguns
desafios enfrentados.
A gestão da Escola SENAI “Manuel Garcia Filho” pela flexibilidade no
meu horário de trabalho e principalmente por acreditar na importância dessa
etapa na minha vida acadêmica e profissional.
vii
RESUMO
SERIGIOLI, N. (2011). Monitoramento de Sinais Biomédicos Baseado
em Computação Móvel. 126p. Dissertação (Mestrado) – Universidade Federal
do ABC – Santo André, 2011.
Este trabalho consiste no desenvolvimento de um protótipo acadêmico
de instrumentação biomédica, para aquisição, processamento e transmissão de
sinais biomédicos.
Os sinais biomédicos serão adquiridos utilizando um
microcontrolador e após processados, enviados por meio de um modem GSM
(Sistema Global para Comunicações Móveis) para um telefone celular, visando
possibilitar o monitoramento remoto de pacientes que vivem em locais de difícil
acesso ou com deficiente atendimento hospitalar. O objetivo é mostrar a
potencialidade deste protótipo como um instrumento que possa auxiliar os
profissionais da área médica, de forma que possam monitorar remotamente
pacientes que sofrem de doenças crônicas. O dispositivo consiste em uma
placa de processamento principal e módulos de aquisição e processamento de
dados correspondentes aos sinais biomédicos como a pressão arterial e a taxa
de porcentagem oxigênio no sangue (SaO2).
Palavras chaves: comunicação GSM, instrumentação biomédica, saúde
móvel, monitoramento remoto, telemedicina.
viii
ABSTRACT
SERIGIOLI, N. (2011). Biomedical Signals Monitoring Based in Mobile
Computing. 126p. Master Thesis – Universidade Federal do ABC – Santo
André, 2011.
This work consists in development of a biomedical instrumentation
academic prototype for acquisition, processing and transmission of biomedical
signals. These biomedical signals are acquired using a microcontroller and after
processed, sent through a GSM (Global System for Mobile Communication)
modem to a cellular phone, in order to enable remote monitoring of patients
living in areas with limited access to medical assistance. The objective is to
show the potentiality of this prototype as a tool that can assist medical
professionals, so they can remotely monitor patients suffering from chronic
diseases. The device consists of a main processing board and modules for
acquiring and processing data from biomedical signals such as blood pressure
and the percentage of oxygen saturation in the blood (SaO2).
Keywords: Communication GSM, biomedical instrumentation, mobile
health, remote monitoring, telemedicine.
ix
SUMÁRIO
1 INTRODUÇÃO .................................................................................... 16 Motivação e Justificativa ..................................................................... 16 1.2 Objetivos....................................................................................... 18 1.2.1 Objetivo geral. ....................................................................... 18 1.2.2 Objetivos específicos ............................................................. 18 1.3 Organização do Texto .................................................................. 19 2. REVISÃO BILBIOGRÁFICA .............................................................. 20 2.1 Telemedicina Móvel ...................................................................... 20 2.1.2 Aplicações das tecnologias telemedicina .................................. 21 2.1.3 Exemplos de Experiências no Mundo ....................................... 23 2.2 Conceitos Básicos de Instrumentação Biomédica ....................... 25 2.2.1 Características dos sinais biomédicos: .................................. 26 2.3 Transdução de Grandezas Biomédicas ........................................ 27 2.3.1 Conceitos básicos .................................................................. 28 2.4 Classificação de Equipamentos Utilizados em Hospitais ............. 29 2.5 Instrumentação Biomédica .......................................................... 30 2.5.1 Detector de Luz - Fotodiodos ................................................. 30 2.5.2 Sensores de Pressão Piezoresistivos. ................................... 33 2.6 Pressão Sanguínea ..................................................................... 33 2.6.1 Método Direto ......................................................................... 35 2.6.2 Método Indireto ...................................................................... 36 2.7 Princípio da Oximetria ................................................................. 38 2.7.1 Modelo Analítico do Oxímetro de Pulso ................................. 42 2.8 Microcontrolador PIC18F4550 ..................................................... 45 3. METODOLOGIA e DESENVOLVIMENTO do SISTEMA ................... 49 3.1 Arquitetura do Sistema ................................................................. 50 x
3.2 Módulo de Aquisição – Pressão Arterial ...................................... 51 3.2.1 Simulação do Módulo de Pressão Arterial ................................ 59 3.3 Módulo de Aquisição – Oxímetro................................................. 61 3.3.1 Circuito de Acionamento e Controle da Luminosidade dos
LED’s ......................................................................................................... 62 3.3.1.1 Simulação do Módulo do Oxímetro – Controle dos LED’s . 63 3.3.2 Sistema de Condicionamento do Sinal - Oxímetro ................. 67 3.3.2.1Simulação
do
Módulo
do
Oxímetro
–
Sistema
de
Condicionamento do Sinal ......................................................................... 71 3.3.3 Calibração do Oxímetro de Pulso........................................... 74 3.4 Modem GSM ............................................................................... 79 3.5 Módulo Principal ........................................................................... 82 3.6 Módulo de Processamento Gráfico .............................................. 83 4. RESULTADOS .................................................................................. 85 4.1 Avaliação do Módulo de Pressão Arterial ..................................... 86 4.2 Avaliação do Módulo de Oximetria ............................................... 87 4.2.1 Avaliação do circuito de acionamento e controle da
luminosidade dos LED’s ............................................................................ 88 4.2.2 Avaliação do circuito de recepção .......................................... 89 4.3 Avaliação do display gráfico ......................................................... 91 4.4 Avaliação do Modem GSM ........................................................... 92 5. CONCLUSÕES .................................................................................. 95 REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS ...................................................... 97 APÊNDICE A: Diagramas Eletrônicos ................................................. 101 A.1-Módulo Principal ........................................................................ 101 A.2- Módulo de Processamento Gráfico ........................................... 102 A.3- Módulo de Aquisição Oxímetro: ................................................ 103 A.4- Módulo de Aquisição Pressão Arterial ...................................... 104 xi
APÊNDICE B: Artigo – EMBS 2010 ..................................................... 105 APÊNDICE C: Código fonte dos softwares utilizados .......................... 109 C.1-Interface Gráfica Desenvolvida no software C++ Builder. ......... 109 C.2- Código Fonte do Microcontrolador PIC ..................................... 113 C2.2 Código de Processamento do Módulo Principal (Oxímetro e
Pressão Arterial) ...................................................................................... 113 C2.3 Código de Processamento Módulo Gráfico .......................... 123 xii
LISTA DE ABREVIATURAS
AD
Analógico para o digital
ECG
Eletrocardiograma
EEPROM
Electrically Erasable Programmable Read Only Memory
EMG
Eletromiograma
EIA
Electronic Industries Association
DSP
Digital Signal Processing
GSM
Global System for Mobile Communications
Hb
Hemoglobina Reduzida
HbO2
Hemoglobina Oxidada
ITU
International Telecommunication Union
Kpa
Quilopascal
mmHg
Milímetros de Mercúrio
MIPS
Milhões de Instruções Por Segundo
NASA
National Aeronautics and Space Administration
PDA
Personal Data Assistant
PWM
Pulse Width Modulation
RAM
Random Access Memory
RISC
Reduced Instruction Set Computer
RMS
Root Mean Square
SaO2
Saturação de Oxigênio
SMS
Short Message Service
USART
Universal Synchronous Asynchronous Receiver Transmitter
UTI
Unidade de Terapia Intensiva
WAP
Wireless Application Protocol
xiii
LISTA DE FIGURAS
Figura 1. Sistema de medição biomédica. (Adaptado Carvalho,2008) .. 26 Figura 2. Polarização básica do fotodiodo. ........................................... 31 Figura 3. Curvas características de um fotodiodo para diferentes
intensidades luminosas. ................................................................................... 31 Figura 4. Amplificador de transimpedância . ...................................... 32 Figura 5. Sensor de pressão configurado em uma ponte Wheatstone.
(Webster, 1998)................................................................................................ 36 Figura 6. Esfigmomanometria. (Webster, 1998). .................................. 37 Figura 7. Diagrama de bloco de um esfigmomanômetros automático. .. 38 Figura 8. Ponta de prova de oximetria. (Philips Medical Systems). ...... 39 Figura 9. Absorção. (Philips Medical Systems)...................................... 39 Figura 10. Absorção da hemoglobina. (The Electrode Co. Ltd, 2005) ... 40 Figura 11: Princípio da lei de Beer-Lambert. ......................................... 42 Figura 12. Onda de pulso f(t) ................................................................. 47 Figura 13. Diagrama em blocos da arquitetura do protótipo .................. 50 Figura 14 Protótipo ................................................................................ 51 Figura 16. Medidor de Pressão arterial ................................................. 52 Figura 15. Diagrama de blocos do módulo de pressão arterial.............. 52 Figura 17. Sensor de Pressão MPX2050. (Freescale Semiconductors).53 Figura 18. Gráfico tensão de saída em relação a pressão diferencial. .. 54 Figura 19. Diagrama eletrônico do medidor de pressão. ....................... 55 Figura 20. Amplificador para instrumentação. ....................................... 55 Figura 21. Amplificador para instrumentação INA118P. ........................ 56 Figura 22. Sinal CP da Tensão de Saída do Sensor de Pressão. ......... 58 Figura 23. Sinal das Oscilações da Saída do Amplificador.................... 58 Figura 24. Circuito Eletrônico Módulo de Pressão Arterial .................... 59 Figura 25. Amplificação do sinal do sensor (pressão arterial de
80mmHg).......................................................................................................... 60 Figura 26- Amplificação do sinal do sensor (pressão arterial de
120mmHg)........................................................................................................ 60 Figura 27. Filtro passa alta e filtro passa baixa...................................... 61 Figura 28. Diagrama de blocos do módulo oxímetro. ............................ 62 xiv
Figura 29. Circuito de seleção e controle de intensidade dos LED’s ..... 63 Figura 30. Acionamento do LED vermelho (LED1). ............................... 64 Figura 31. Acionamento do LED infravermelho (LED2). ........................ 64 Figura 32. Controle por PWM. Ajuste do ciclo ativo em 100%............... 65 Figura 33. Controle por PWM. Ajuste do ciclo ativo em 75%................. 65 Figura 34. Controle por PWM. Ajuste do ciclo ativo em 50%................. 66 Figura 35. Circuito Eletrônico do Módulo de Aquisição Oxímetro. ......... 67 Figura 36. Circuito Somador .................................................................. 71 Figura 37. Estagio 2 .Filtro passa alta ................................................... 72 Figura 38. Estágio 3 - Filtro passa baixa................................................ 72 Figura 39. Estágio 5 - Amplificador não inversor ................................... 73 Figura 40. Estágio 6 - Deslocamento do Sinal ...................................... 74 Figura 41. Relação entre a saturação de oxigênio (%S) e o fator (R) para
os métodos de Beer-Lambert e pelo empírico.................................................. 75 Figura 42. Gráfico de SaO2 em função do fator R ................................. 77 Figura 43. Relação entre a saturação de oxigênio (%S) e o fator (R) para
os métodos de Beer-Lambert e pelo empírico, determinados após calibração. 78 Figura 44. Diagrama em Blocos Comunicação Serial ........................... 83 Figura 45. Diagrama de Blocos do Conjunto Controlador e Display. .... 84 Figura 46. Montagem Eletrônica do Protótipo........................................ 85 Figura 47. Avaliação dos Resultados .................................................... 85 Figura 48. Sinal CP da Tensão de Saída do Sensor de Pressão e Sinal
das Oscilações da Saída do Amplificador. ....................................................... 86 Figura 49. Intefaces de comunicação .................................................... 87 Figura 50. Medição dos sinais de controle dos LED's ........................... 88 Figura 51. Resultados de um Oxímetro de Pulso implementado por um
DSP TMS320VC5505 (Medical Development Kit). Fonte: Texas Instrument .
Application Report. ........................................................................................... 89 Figura 52. LED infravermelho em funcionamento. ................................. 90 Figura 53. LED vermelho em funcionamento......................................... 90 Figura 54. LED infravermelho e vermelho em funcionamento. .............. 91 Figura 55. Display Gráfico. .................................................................... 91 Figura 56. Teste de comunicação modem ............................................. 93 Figura 57. Recepção dos sinais pelo telefone celular ............................ 94 xv
LISTA DE TABELAS
Tabela 1. Exemplos de sinais biomédicos ............................................ 27 Tabela 2. Características Técnicas do Sensor MPX2050 ...................... 53 Tabela 3. Características Amplificador Operacional AD549 .................. 68 Tabela 4. Dados empíricos do fator R e da saturação do oxigênio ....... 76 Tabela 5. Dados comparativos entre o método empírico e de BeerLambert. ........................................................................................................... 78 Tabela 6. Comandos AT ........................................................................ 81 16
1 INTRODUÇÃO
Motivação e Justificativa
De acordo Germanakos (2005), Mobile Health (m-Health) é um termo
recente para a prática médica e de saúde pública suportados por dispositivos
móveis, como telefone celulares, assistente pessoal digital (PDA) e outros
dispositivos sem fio. Aplicações m-Health incluem o uso de dispositivos móveis
para a coleta de dados sobre a saúde da comunidade, fornecimento de
informações de saúde para os profissionais, pesquisadores e pacientes, o
acompanhamento em tempo real dos sinais vitais do paciente, e de prestação
direta de cuidados de saúde, através da telemedicina móvel.
As
tecnologias
de
telefonia
móvel
estão
crescendo
rapidamente,
principalmente nos países em desenvolvimento. O rápido avanço nas
tecnologias de telefonia móvel e as quedas dos preços dos dispositivos fazem
da tecnologia móvel uma importante ferramenta de tecnologia de informação e
comunicação não só nas regiões urbanas, mas também nas áreas rurais.
De acordo com a ITU (International Telecommunication Union), o
número de usuários de celulares e de telefones fixo é de 4 bilhões e de 1 bilhão
de usuários de internet. Nos países em desenvolvimento os números de
assinantes de telefone móvel têm superado os números de telefones fixos (ITU,
2003).
Em 2006, o mundo atingiu a marca de 1,26 bilhões de telefones fixos e
2,68
bilhões
de
celulares,
dos
quais
61%
estão
nos
países
em
desenvolvimento. O que impressiona a organização é que quase a totalidade
do crescimento está vindo dos grandes países emergentes. No primeiro
trimestre do ano, apenas a China e a Índia registraram quase 200 milhões de
novos usuários de celular, sendo 87 milhões na China e 110 milhões na Índia.
Segundo a ITU, o Brasil registrou no ano 2009 um total de 100 milhões
de usuários de celular. O País é superado apenas pela China (461 milhões de
usuários), EUA (233 milhões), Japão, Rússia e Índia. Em 2005, os sinais de
17
celulares atingiam 88% do território nacional e o número de usuários é hoje
quatro vezes maior que em 2001.
A maioria desses novos “cidadãos móveis” vivem em áreas pobres com
uma infraestrutura escassa. A utilização das tecnologias de telefonia móvel é
uma grande oportunidade para promover serviços de saúde que melhorariam a
qualidade de vida dessas pessoas (Germanakos,2005).
O monitoramento remoto abre novas possibilidades para o tratamento de
pacientes em um ambulatório, uma capacidade crucial nos países em
desenvolvimento onde o acesso aos leitos hospitalares e clínicas é limitado.
Além disso, o monitoramento permitirá aos pacientes exercer as atividades
normais, ao invés de ficar em casa ou perto de serviços médicos
especializados.
Há uma forte evidência que as tecnologias de telefonia celular poderiam ser
de fundamental importância para melhorar a qualidade e os baixos índices de
atendimento do governo aos cidadãos, particularmente para as populações de
baixa renda. Também, as tecnologias de telefonia celular oferecem
oportunidades para melhorar as operações back-office1 do governo, muitas
clínicas de serviços de saúde primário localizadas nas áreas rurais não têm
sequer sistemas informatizados e continuam a operar com sistemas baseados
no papel, pois um sistema informatizado integrado é de alto custo (Black,
2010).
Tecnologias de m-Health em conjunto com sistemas eletrônicos estão
mudando o perfil do atendimento aos serviços de saúde. Tecnologias de mHealth
têm
o
potencial
de
substituir
5%
das
hospitalizações,
5%
acompanhamento de pacientes em casa por enfermeiras (home care), e 20%
das visitas domiciliares por profissionais da saúde, resultando em economia de
tempo e dinheiro para os pacientes e médicos (Fishman,1997). As vantagens
da m-Health incluem a possibilidade de ligações diretas entre os profissionais
da saúde e os pacientes a fim de permitir a assistência médica eficaz,
especialmente para as populações rurais, poupando tempo e maior acesso à
informação sobre a doença (Istepanean,2006).
1
Setor que não lida diretamente com o público
18
Um estudo realizado pela Waterford Telemedicine Partners Inc em
fevereiro de 2000 indicou que a m-Health está projetada para ter uma taxa de
crescimento anual em torno de 40% na primeira década do século 21. (Health
Care Strategic Management, 2000).
Considerando o cenário mundial de aplicações em telemedicina, seu
grande potencial de aplicação, e a observação de outras experiências bem
sucedidas em todo o mundo, todas tentando aproveitar o potencial da
tecnologia
móvel
instalada,
surgiu
então
a
motivação
para
fazer
desenvolvimentos envolvendo equipamento eletrônico, e portanto a idéia de
levar adiante pesquisas na UFABC nesta área. Também, foi fator motivador a
observação da tendência de diminuição do custo dos aparelhos celulares e a
ampliação da área de cobertura do sinal, permitindo que muitas pessoas que
nunca tiveram acesso regular a um telefone fixou ou computador agora usam
os dispositivos móveis como ferramenta diária de comunicação e transferência
de dados.
1.2 Objetivos.
1.2.1 Objetivo geral.
Este trabalho tem em vista o desenvolvimento de um protótipo
acadêmico capaz de adquirir sinais biomédicos, como taxa de oxigênio no
sangue e pressão arterial e enviá-los a um dispositivo móvel, procurando tornar
viável aos profissionais da área da saúde a análise e diagnóstico, bem como
permitir uma assistência médica eficaz, através do monitoramento contínuo,
com economia de tempo e dinheiro.
1.2.2 Objetivos específicos
• Desenvolver circuitos condicionadores do sinal para aquisição dos sinais
propostos;
• Compreender a modelagem analítica dos sinais;
19
Comparar os dados a serem obtidos na modelagem analítica com os
dados experimentais;
• Desenvolver um protótipo acadêmico que capture os sinais, e depois de
apropriado tratamento no domínio digital os envie remotamente.
Especificamente, neste trabalho, os sinais devem ser enviados para uma
plataforma de telefonia celular.
1.3 Organização do Texto
Este trabalho contém cinco capítulos que descrevem o estudo proposto
onde, o Capítulo 1 apresenta a motivação e os objetivos deste trabalho. O
Capítulo 2 contém uma descrição teórica inicial, descrevendo todos os
conceitos básicos necessários para o desenvolvimento deste trabalho. O
Capítulo 3 descreve a metodologia utilizada para o desenvolvimento do
trabalho, apresentando a arquitetura do sistema, a descrição dos módulos de
aquisição e processamento dos sinais biomédicos propostos e também a
simulação eletrônica dos mesmos. No Capítulo 4 são apresentados os
resultados encontrados nos experimentos do protótipo acadêmico. Por fim, no
Capítulo 5, conclui-se o trabalho apresentando suas contribuições, limitações e
sugestões para trabalhos futuros.
20
2. REVISÃO BILBIOGRÁFICA
2.1 Telemedicina Móvel
Os avanços nas aplicações das tecnologias da informação resultaram na
criação de novas oportunidades e novos conceitos na área da saúde, como a
informação de saúde, a terminologia que indica a aplicação combinada de
sinergia da ciência da informação, da tecnologia e da saúde (Johns, 1997).
A telemedicina tem sua origem em duas palavras latinas e gregas. “Tele”
em grego significa distância e “mederi” em latim significa curar (Rao,2001). Em
um contexto moderno, a telemedicina pode ser indicada para ser um método
que fornece serviços médicos por meio de tecnologias de comunicação para
preencher a lacuna geográfica que existe entre os profissionais da saúde) e os
pacientes, de modo a permitir o diagnóstico e o tratamento médico
(Istepanean,2006).
O conceito de telesaúde tem um alcance mais amplo comparado com a
telemedicina, pois a telesaúde relaciona questões maiores como administração
e regulamentação, enquanto a telemedicina se preocupa com os aspectos
clínicos da prestação de cuidados da saúde.
Segundo (Istepanean,2006), o mais antigo uso documentado da
telemedicina foi em 1920, quando o rádio foi utilizado para ligar médicos
localizados em terra com os navios no mar, que estavam enfrentando
emergências médicas. Na década de 1960 ocorreu um salto na área de
telemedicina, quando a NASA (National Aeronautics and Space Administration)
utilizou a telemedicina no espaço, para o monitoramento remoto das taxas de
pressão arterial e batimentos cardíacos dos astronautas.
Segundo (Germanakos, 2005), Mobile Health (m-Health) é um termo
recente para a prática médica e de saúde pública suportados por dispositivos
móveis, como telefone celulares, assistente pessoal digital (PDA) e outros
dispositivos sem fio. Aplicações m-Health incluem o uso de dispositivos móveis
para a coleta de dados sobre a saúde da comunidade, fornecimento de
informações de saúde para os profissionais, pesquisadores e pacientes, o
21
acompanhamento em tempo real dos sinais vitais do paciente, e de prestação
direta de cuidados de saúde, por meio da telemedicina móvel.
2.1.2 Aplicações das tecnologias telemedicina
Em um estudo realizado pela Agency for Healthcare Research and
Quality nos Estados Unidos da América, foram identificados 455 programas de
telemedicina em todo o mundo. O estudo indica que a m-Health é usada para:
consultas ou opiniões de especialistas, interpretação de testes de diagnósticos,
gerenciamento de doenças crônicas, pós hospitalar ou pós operatório, triagem
de emergência e visitas por especialista.
As tecnologias m-Health são extremamente dinâmicas e a variedade de
aplicações que estão sendo concebidas está em constante expansão. As
aplicações chave para m-Health nos países em desenvolvimento são:
educação e conscientização, coleta remota de dados, monitoramento remoto,
comunicação e treinamento para profissionais da saúde, acompanhamento de
doenças e surto epidêmico e diagnóstico e tratamento (Vodafone Foundation
Partnership, 2009).
Na área de educação, as mensagens SMS (Short Message Service) são
enviadas diretamente para os telefones dos usuários para oferecem
informações sobre métodos de tratamento, disponibilidade de serviços de
saúde e gerenciamento da doença. Estudos formais e evidências demonstram
que o SMS tem um impacto mensurável e uma maior capacidade de influenciar
o comportamento do que o rádio e a televisão. Os alertas de SMS fornecem a
vantagem de ser relativamente discreto, oferecendo confidencialidade aos
beneficiários (Vodafone Foundation Partnership, 2009).
A coleta de dados é outro componente essencial para os programas de
saúde pública. Os administradores de políticas e de saúde precisam de dados
precisos, a fim de avaliar a eficácia das políticas e programas existentes e para
delinear novos programas.
A coleta de dados, onde os pacientes vivem é vital, pois muitos não têm
acesso a um hospital. A coleta de dados é mais eficiente e confiável quando
22
realizado por meio de smartphones, PDA (Personal Data Assistant) ou
telefones celulares (Vodafone Foundation Partnership, 2009).
O monitoramento remoto abre novas possibilidades para o tratamento de
pacientes em um ambulatório, uma capacidade crucial nos países em
desenvolvimento onde o acesso aos leitos hospitalares e clínicas é limitado.
Pacientes com doenças crônicas como AIDS e diabetes quando
monitorados em casa apresentam melhora nas taxas de sobrevivência
(Vodafone Foundation Partnership, 2009).
A tecnologia de informação móvel pode auxiliar na formação de novos
profissionais de saúde e capacitar os trabalhadores atuais, pois há uma
escassez de profissionais de saúde nos países em desenvolvimento.
(Vodafone Foundation Partnership, 2009).
Há também a necessidade de melhorar a comunicação entre as
unidades de saúde para um atendimento mais eficiente ao paciente. Algumas
clínicas localizadas em áreas rurais não têm acesso à telefonia fixa. Por
exemplo, um paciente que precisa ser transferido para outro hospital, quando
chega a este percebe que não existe leito disponível. Apenas evidente os
telefones móveis podem ajudar a preencher essas lacunas de comunicação
(Vodafone Foundation Partnership, 2009).
Por outro lado, surtos de doenças transmissíveis geralmente começam
em pequenas proporções, e, quando não são detectadas rapidamente, podem
desenvolver epidemias. Os exemplos recentes de tais surtos são: a cólera, a
tuberculose e a dengue.
A implantação de dispositivos móveis, com a capacidade de capturar e
transmitir dados rapidamente da doença, pode ser decisivo na prevenção e
contenção de surtos.
Diagnóstico e tratamento são de vital importância na área da saúde, um
diagnóstico errado ou a incapacidade de diagnosticar pode ter graves
consequências. Aplicações m-Health nessa área são projetadas para fornecer
um diagnóstico e orientação de tratamento para os trabalhadores da saúde
através de acesso remoto sem fio aos bancos de dados (Vodafone Foundation
Partnership, 2009).
23
2.1.3 Exemplos de Experiências no Mundo
O uso das tecnologias móveis para um melhor atendimento dos serviços
da saúde já são uma realidade e existem várias aplicações no mundo.
Engenheiros da Universidade de Loughborough, do Reino Unido,
estabeleceram uma parceria com especialistas da Índia para desenvolver um
sistema único de monitoramento da saúde através de telefone celular. O
sistema, que foi primeiramente apresentado ao público em 2005, usa um
telefone celular para transmitir sinais vitais, incluindo o eletrocardiograma
(ECG), a um hospital ou clínica em qualquer lugar do mundo. Atualmente o
sistema pode transferir os sinais de ECG, pressão sanguínea, saturação de
oxigênio e nível de glicose no sangue (Murthy, 2009).
A equipe de pesquisa teve como objetivo miniaturizar o sistema,
projetando sensores e mini processadores, pequenos o bastante para serem
carregados pelos pacientes. A rede de sensores seria ligada através de
modens à redes móveis, de forma que os médicos possam monitorar
remotamente os pacientes que sofrem de doenças crônicas, como doenças
cardíacas e diabetes.
Outra aplicação é o sistema desenvolvido na África do Sul, que
inicialmente foi desenvolvido para ser utilizado no tratamento da AIDS e no
tratamento da tuberculose, com a idéia de incluir outras doenças. O sistema
envolve o uso da tecnologia SMS. Por ser um sistema padrão não requer
software adicional. O sistema permite capacitar trabalhadores da área da
saúde com poucos conhecimentos, também o sistema é facilmente integrado
com os outros sistemas do hospital. O sistema pode ser acessado em tempo
real, via computador pessoal conectado a WEB, laptop, PDA, smartphone e
pode interagir com fax e email (Murthy, 2009).
A utilização da tecnologia WAP (Wireless Application Protocol) na saúde
já é uma realidade e está sendo utilizada em diversas aplicações. No Reino
Unido os médicos têm acesso sem fio a dados clínicos de seus pacientes
(WirelessMed). Nos Estados Unidos da América existe um banco de dados do
governo com mais de 12 milhões de referências médicas. Outro exemplo é um
sistema conhecido de MedicinePlanet que visa levar informações de saúde
24
local (notícias, aviso de saúde e detalhes sobre os sistemas de saúde) para os
viajantes que utilizam telefones móveis (Purton,2000).
Os médicos americanos estão utilizando o PDA (Personal Digital
Assistant) em um aplicativo chamado ePocrates, que é um aplicativo de
referência de drogas que ajudam os médicos a procurar as drogas por nome ou
diagnósticos, referência cruzada de medicamentos similares ou genéricos.
Outra utilização dos PDAs é para escrever receitas médicas e manter
um registro diário de todas as interações com os pacientes. Um estudo piloto
mostrou que para cada US$ 1 investido em PDAs, teve um retorno de US$ 4
na forma de redução de custos administrativos (Istepanean,2006).
Na Cornualha (Inglaterra) um projeto piloto de telemedicina foi realizado
para o tratamento de dermatologia. Clínicos gerais enviam fotos das condições
de pele de seus pacientes para os dermatologistas. Eles, então, fazem uma
avaliação e verificam se o paciente deve se consultar com o dermatologista ou
se o próprio clínico geral pode tratá-los. Este projeto descobriu que um a cada
quatro pacientes não precisava de um especialista, podendo ser tratado pelo
médico local, com isso foi possível reduzir a carga de trabalho dos
dermatologistas (Istepanean,2006).
No estado do Arizona (EUA) a telemedicina tem sido utilizada com muito
sucesso. Devido à natureza geográfica do Arizona, o acesso imediato aos
serviços de saúde pelos habitantes é difícil. O programa de telemedicina do
Arizona tem mais de 96 “telemédicos”, representado por 60 sub-especialidades
médicas
como
telecardiologia,
a
telerradiologia,
teleortopedia,
a
teledermatologia,
teleneurologia
e
telepsiquiatria,
telereumatologia.
Esses
“telemédicos” atendem os pacientes e fornecem diagnósticos primários
(Istepanean,2006).
O programa de telemedicina do Arizona resultou na redução de custos
significativos. O custo foi reduzido de 520 para 105 dólares, no relacionado
com consultas de pacientes da área rural fazendo consultas em centros
médicos urbanos.
25
2.2 Conceitos Básicos de Instrumentação Biomédica
Segundo Carvalho (2008), ao se procurar medir parâmetros e variáveis
dos organismos vivos, é necessária uma compreensão dos mecanismos
envolvidos na geração dos sinais que se deseja medir, quais os efeitos dos
diversos equipamentos e dispositivos envolvidos na medição, e qual o melhor
método para se chegar a um valor confiável e o mais preciso possível daquela
variável ou parâmetro.
O ambiente deve estar pronto a receber o paciente e a instrumentação,
com instalações adequadas para o correto funcionamento dos aparelhos
proporcionando maior conforto ao paciente, considerando que o mesmo já se
encontra fragilizado pela doença que o levou ao serviço de saúde, seja para
fazer exames que facilitem o diagnóstico de seu mal, seja para tratá-lo
adequadamente.
Um instrumento biomédico é um dispositivo de determinação do valor de
uma grandeza ou variável. São designados como equipamentos elétricos/
eletrônicos/mecânicos, destinados ao diagnóstico, tratamento ou monitoração
de pacientes, sob supervisão médica, que estabelecem contato físico com os
mesmos, ou seja, eles são utilizados para:
• Melhorar o entendimento do funcionamento de sistemas biológicos
(investigações clínicas);
• Monitoração do estado fisiológico de pacientes (UTI / Recuperação);
• Controle de um processo biológico em geral (terapia: R-X, Bisturi
elétrico).
Em geral, um sistema de medição biomédica utiliza técnicas de medição
por inferência, ou seja, ele obtém a relação matemática ou estatística da
quantidade biológica desejada com a quantidade medida. Basicamente, ele é
composto pelos seguintes blocos ilustrado na Figura 1. Inicialmente, para fazer
a medida, o sistema de medição deve encontrar o sinal fisiológico, que é a
quantidade física, propriedade ou condição que vai ser detectada pelo sistema.
Esse sinal é detectado por meio do uso de um dispositivo chamado de
transdutor.
O transdutor de entrada vai gerar um sinal elétrico que será dependente
do sinal biológico (sinal de entrada) a ser medido.
26
Sinal de
Calibração
Sinal
Transdutor de
Entrada
Medido
Fonte de Energia
de Entrada
Realimentação
Condicionamento
de Sinal
Transdutor de
Saída
(ex. uma tela)
Fonte de Energia
de Entrada
Figura 1. Sistema de medição biomédica. (Adaptado Carvalho,2008)
Depois da fase de transdução temos o condicionamento do sinal que
possui as seguintes fases:
•
Amplificação: é um ganho em amplitude e potência que o sinal transduzido
recebe para poder ser manipulado eletricamente.
•
Filtragem: é a retirada dos ruídos e interferências inerentes ao meio
biológico onde está sendo feita a medição do sinal;
•
Casamento de impedâncias: é a adequação das características físicas,
mecânicas e elétricas entre as fronteiras (interfaces) dos meios que estão
interagindo no sistema de medição;
•
Conversão Analógico-Digital: é a codificação do sinal analógico em uma
sequência de pulsos com apenas dois níveis de tensão (sinal digital) para
tornar esse sinal compatível com as entradas de microcomputadores,
permitindo o seu processamento digital.
Finalmente, o sinal digital ou analógico, vai para um dispositivo de saída
(pena mecânica, pena térmica, tubo de raios catódicos, visor de cristal líquido)
que também pode ser chamado de transdutor de saída (atuador), pois
transforma um sinal elétrico em um deslocamento mecânico (no caso de uma
pena, por exemplo).
2.2.1 Características dos sinais biomédicos:
Os sinais biomédicos podem ser:
•
Dinâmicos: mudam com o tempo. Podem ser: periódicos como ECG
(eletrocardiograma), transientes e randômicos como EMG (eletromiograma)
e informação RMS (Root Mean Square) ou estatística.
27
•
Estáticos: são “sinais estáveis”, ou seja, que não mudam com o tempo, ou
mudam muito pouco e de maneira bem lenta. Logo, não trazem informação
(mudança significativa de valor). Exemplo: Temperatura.
A seguir são dados alguns exemplos de sinais biomédicos e suas
aplicações.
Tabela 1. Exemplos de sinais biomédicos (Carvalho, 2008)
Parâmetros
fisiológicos
Fluxo
sanguíneo
Pressão arterial
ECG
Fluxo
respiratório
Faixa de
amplitude do
sinal
Faixa de
frequência
do sinal
Transdutor
1 – 300 ml/s
0 – 20Hz
Fluxômetro
eletromagnético, ultrasônico
0 – 400 mmHg
0 – 30Hz
Capacitivo, indutivo, straingauge
0,1 – 5mV
0,05 - 100Hz
ECG
0 – 600 l/min
0 – 40Hz
Pneumotacógrafo com
transdutor indutivo,
capacitivo
2.3 Transdução de Grandezas Biomédicas
Os sensores biomédicos tomam sinais que representam variáveis
biomédicas e as convertem em um sinal elétrico. O sensor biomédico serve
como uma interface entre um sistema biológico e um sistema eletrônico.
Nas aplicações biomédicas podem ser utilizados muitos tipos diferentes
de sensores. É possível classificar os sensores como sendo físicos ou
químicos. No caso de sensores físicos, são medidas grandezas como variáveis
geométricas, mecânicas, térmicas e hidráulicas. Nas aplicações biomédicas
podem ser incluídas grandezas como deslocamento de músculos, pressão
sanguínea, temperatura corporal, fluxo de sangue, pressão de fluido
cerebrospinal, e crescimento de ossos.
O segundo tipo de sensores segundo a classificação principal de
dispositivos de detecção são os sensores químicos. Neste caso, os sensores
são utilizados para medir grandezas químicas para identificar a presença de
combinações químicas particulares, descobrindo as concentrações de várias
28
espécies químicas, e monitorando atividades químicas no corpo para
diagnóstico e aplicações terapêuticas.
2.3.1 Conceitos básicos
•
Transdutor: é um dispositivo que transforma uma grandeza física em outra,
usualmente um sinal elétrico.
•
Propriedade Transdutiva: possibilidade de transformar um determinado
evento fisiológico em uma grandeza física mensurável.
•
Princípio de Transdução: maneira como o transdutor vai ser utilizado para
aproveitar a propriedade transdutiva do sistema fisiológico.
Para otimizar as medidas a serem feitas, o sistema de medição
biomédica e os transdutores utilizados deverão apresentar as seguintes
características: não interferir na quantidade a ser medida; apresentar boa
linearidade; ser pequeno e leve; ter boa relação sinal/ruído; ter bom
desempenho na faixa de frequência do sinal transduzido e apresentar
viabilidade de produção.
Os transdutores podem ser classificados quanto a sua funcionalidade,
operacionalidade e a sua saída.
a) Ponto de vista funcional:
•
Ativos: não existe fonte externa no transdutor (exemplos: termelétrico,
piezelétrico, eletromagnético).
•
Passivos: existe fonte externa no transdutor (exemplos: termoresistivo,
potenciométrico, capacitivo, indutivo).
b) Ponto de vista Operacional:
•
Primário: entra em contato direto com a grandeza física a ser medida e a
transforma em outra grandeza que seja fácil de transformar em um sinal
elétrico.
•
Secundário: recebe a grandeza física do transdutor primário e a transforma
em um sinal elétrico para posterior processamento deste sinal.
Exemplo:
Strain – Gage
Diafragma
Transdutor de Pressão
(primário)
+
Transdutor de deslocamento
(secundário)
=
Medição de
Pressão
29
c) Ponto de vista do Sinal de Saída:
•
Analógicos: geram um sinal analógico na sua saída.
•
Digitais: não existem naturalmente grandezas físicas digitais, portanto, tratase de um transdutor analógico associado a um circuito de conversão A/D
(analógico/digital) com o intuito de transferir o sinal do domínio analógico
para o domínio digital.
2.4 Classificação de Equipamentos Utilizados em Hospitais
Segundo Carvalho (2008), os equipamentos médicos podem ser
divididos em dois grandes grupos: equipamentos para fins diagnósticos e
equipamentos para fins terapêuticos. Os equipamentos para fins diagnósticos
são empregados para medir uma ou mais variáveis fisiológicas, a fim de obter o
diagnóstico da doença. Esses equipamentos não devem interferir nos
processos vitais do organismo durante o processo de medida, algo que nem
sempre é possível. Os equipamentos para fins terapêuticos são empregados
com o propósito de corrigir desvios de parâmetros fisiológicos causados pelas
doenças, ou são utilizados, por exemplo, no curso de cirurgias para cortar
tecidos, como os bisturis elétricos.
Os equipamentos para fins diagnósticos podem ter seus sensores
localizados externamente no corpo do paciente (eletrodos, microfones),
caracterizando o que se conhece por métodos não-invasivos, ou ter sensores
ligados a dispositivos localizados no interior do corpo como cateteres, o que
caracteriza os chamados métodos invasivos.
Certos sinais medidos pelos equipamentos para fins diagnósticos são
elétricos, alguns gerados de modo espontâneo no organismo. Tais sinais são
chamados
de
potenciais
bioelétricos
ou
biopotenciais,
tais
como:
eletrocardiograma (ECG), eletroencefalograma (EEG). Outros potenciais
biolétricos podem ser provocados por estimulação externa, como os potenciais
cerebrais evocados, provocados por estimulação luminosa, auditiva ou tátil.
Muitas vezes, entretanto, a variável biológica a ser medida pode não se
encontrar sob a forma de sinal elétrico, exigindo o uso de um transdutor para
convertê-la a uma grandeza elétrica, fácil de manipular e medir. As grandezas
biológicas com essas características são: temperatura, pressão arterial, ruídos
30
cardíacos, pulsos periféricos, fluxo respiratório. Outras vezes não se trata
apenas de um sinal temporal, mas de uma imagem. Existem várias técnicas e
tipos de equipamentos para sua obtenção como: raios X, ressonância nuclear
magnética, ultra-som, termografia.
Os equipamentos para fins terapêuticos influem de algum modo na
fisiologia do indivíduo, pois são projetados para passar correntes elétricas nos
tecidos, injetar ou aspirar líquidos, cortar tecidos, estimular músculos, e assim
por diante. Exemplos de equipamentos para fins terapêuticos: marca passo
cardíaco, desfibrilador, microondas ou ultra-som, laser, máquina coração,
pulmão artificial, bisturi elétrico, bombas de infusão, equipamentos para
radioterapia e prótese auditiva.
2.5 Instrumentação Biomédica
Os sensores biomédicos medem sinais que representam variáveis
biomédicas e as convertem normalmente em um sinal elétrico. Existem
diversos sensores que são utilizados nas aplicações biomédicas, dentre eles
pode-se citar os fotodiodos e os sensores piezoresistivos, os quais são
detalhados abaixo, pois são utilizados no desenvolvimento do trabalho.
2.5.1 Detector de Luz - Fotodiodos
O fotodiodo é um diodo de junção construído de forma especial, de
modo a possibilitar a utilização da luz como fator determinante no controle da
corrente elétrica. É um dispositivo de junção p-n semicondutor cuja região de
operação é limitada pela região de polarização reversa. A configuração básica
de polarização é mostrada na Figura 2.
31
Luz P N
_ + I reversa _ R
+ Figura 2. Polarização básica do fotodiodo.
Quando a junção p-n do fotodiodo é iluminada e uma conexão é feita em
ambos os lados da junção, como indicado na Figura 2, é gerada uma corrente
elétrica proporcional à intensidade luminosa incidente da junção (este é o efeito
fotovoltaico utilizado em células solares para converter luz em tensão elétrica)
(Balbinot, 2007).
A corrente de saturação reversa limita-se geralmente a poucos
microampères. A Figura 3 mostra o valor da corrente de saturação reversa para
diferentes níveis de intensidade de luz.
Figura 3. Curvas características de um fotodiodo para diferentes intensidades luminosas.
(Boylestad, 2004).
Pode-se observar na Figura 3 que há um espaçamento quase idêntico
entre as curvas para um mesmo incremento no fluxo luminoso, revelando que
ele e a corrente reversa possuem uma relação quase linear, ou seja, um
32
aumento na intensidade da luz resulta em um aumento proporcional na
corrente reversa. (Boylestad,2004).
Os fotodiodos quando associados a amplificadores operacionais podem
ser utilizados em várias aplicações em instrumentação biomédica. Uma
aplicação típica para a conversão da corrente elétrica em tensão elétrica é a
utilização de amplificadores de transimpedância. A Figura 4 (a) ilustra a
configuração do amplificador de transimpedância e a Figura 4 (b) o fotodiodo
foi substituído por uma fonte de corrente de forma a permitir a simulação do
circuito utilizando um simulador de circuitos elétricos (o simulador utilizado
neste trabalho são o Proteus e o Multisim).
Figura 4. Amplificador de transimpedância
(a) Amplificador de transimpedância
.
(b) Simulação de um amplificador transimpedância
A corrente gerada pelo fotodiodo é convertida em tensão conforme a
equação (1).
(1)
Onde
é a Tensão de saída,
é a corrente do fotodiodo e
éo
resistor de alimentação.
Considerando na simulação uma corrente de 1µA teremos na saída uma
tensão de -1V, conforme equação (1).
A escolha de utilizar uma configuração de transimpedância para detectar
os sinais do fotodiodo, reside no fato que um amplificador de transimpedância
tem um ponto de desempenho intermediário entre as configurações de alta e
baixa impedância. A configuração de baixa impedância permite obter alta
largura de banda, mas a detecção de sinais fracos pode ser altamente afetada
pelo ruído presente na entrada do amplificador. A configuração de alta
33
impedância permite obter baixos níveis de ruído, porém a largura de banda que
pode ser obtida é geralmente baixa. No caso do amplificador transimpedância,
um bom compromisso entre desempenho em termos de ruído (sensibilidade) e
largura de banda pode ser obtido (Stephen,1997).
2.5.2 Sensores de Pressão Piezoresistivos.
Os sensores de pressão piezoresistivos variam a resistência elétrica de
elementos sensores (piezoresistências) quando submetidos a uma força e uma
consequente deformação.
A maioria dos dispositivos de pressão piezoresistivos é construída com a
integração dos elementos sensores em diafragma no próprio chip de silício com
a mesma tecnologia utilizada nos circuitos integrados (CIs). Com isso, é
possível construir sensores menores e mais uniformes com características
muito bem definidas e repetitivas.
Os elementos piezoresistivos, o diafragma e a estrutura do sensor são
construídos na mesma pastilha de silício. É feita uma cavidade em um bloco
semicondutor, e é deixada uma membrana para funcionar como diafragma.
Uma pequena deflexão mecânica causa a variação nos valores de resistência
de pequenos resistores implantados no substrato. Essa variação de resistência
é convertida em uma variação de tensão.
Aplicações típicas de sensores de pressão integrados incluem
microfones, instrumentação biomédica (pressão sanguínea e de outros fluídos),
sensores de vácuo e aplicações automotivas (potência e aceleração), entre
outros (Balbinot,2007).
2.6 Pressão Sanguínea
O coração, principal órgão do sistema cardiovascular, divide-se em
quatro cavidades: dois átrios e dois ventrículos. Os átrios recebem o sangue do
interior do organismo e o impulsionam aos ventrículos que propulsam o sangue
que recebem a todo o corpo.
A função da circulação do sangue é transportar oxigênio e nutrientes
para os tecidos do corpo e transportar produtos de resíduos metabólicos para
34
as células. O coração é dividido em dois sistemas de bombeamento, o lado
direito do coração e o lado esquerdo do coração.
A partir das contrações realizadas pelo coração, a fim de movimentar e
transportar o sangue, são produzidos os chamados batimentos cardíacos. A
passagem do sangue para os ventrículos ocorre quando os átrios se contraem,
e a musculatura dos ventrículos permanece relaxada. Fato que se denomina
sístole auricular e diástole ventricular. Após o fim da sístole auricular, os
ventrículos, cheios de sangue, contraem-se (sístole ventricular e diástole
auricular) e expelem o sangue do coração. Em seguida, após um período de
repouso, novamente haverá a contração dos átrios, e assim sucessivamente.
A pressão sanguínea é a força exercida pelo sangue sobre as paredes
dos vasos ou sobre as paredes de uma cavidade cardíaca. A pressão
sanguínea resulta da atividade do coração como bomba, de tal forma que a sua
medida é importante para monitorar o estado do sistema cardiovascular. A
pressão sanguínea pode ser medida em artérias (pressão arterial), veias
(pressão venosa) ou nas cavidades cardíacas, por exemplo, durante sessões
de cateterismo cardíaco. A unidade padrão de medida da pressão arterial é
milímetros de mercúrio (mmHg).
A pressão mais baixa detectada no sistema arterial sistêmico, observada
durante a fase de diástole do ciclo cardíaco é denominada pressão arterial
diastólica, também chamada de pressão mínima. E a pressão mais elevada
(pico) verificada nas artérias durante a fase de sístole do ciclo cardíaco é
denominada pressão arterial sistólica, é também chamada de pressão máxima.
Em média, os valores normais da pressão arterial situam-se em torno de
120/80, sendo a pressão sistólica de 120mmHg (16Kpa) e a pressão diastólica
de 80mmHg (10,7Kpa).
Para efetuar as medidas de pressão no sistema cardiovascular há dois
métodos: um não invasivo e um invasivo. O método não invasivo permite medir
a pressão arterial sem afetar a integridade do sistema cardiovascular, sendo
um método indireto de medida da pressão arterial. O invasivo exige que se
penetre em algum ponto do sistema cardiovascular, com o uso de agulhas
hipodérmicas ou cateteres, para efetuar a medida, sendo um método direto de
medida de pressão sanguínea.
35
O método indireto faz uso de esfigmomanômetros e pode ser
automatizado, mas não fornece um traçado contínuo da pressão, permitindo
medir apenas as pressões sistólica e diastólica. É menos preciso do que o
método direto e tem também a limitação de não ser repetido a intervalos curtos.
Outra desvantagem é a dificuldade de medir valores baixos de pressão.
O método direto pode fornecer medidas de pressão em vários locais de
circulação, é mais preciso, porém, mais traumático para o paciente que
também fica sujeito a acidentes elétricos, visto que em geral há um sistema de
manometria elétrico conectado diretamente a um dos seus vasos, ou
diretamente em uma cavidade cardíaca. O método direto tem outros riscos
como a possibilidade de lesão dos vasos, embolia, sangramento e infecção.
2.6.1 Método Direto
No método direto para medir a pressão sanguínea usa-se um processo
invasivo. Há duas possibilidades em relação à localização do transdutor no
caso de uso de cateteres. No método com transdutor extravascular, após a
dissecção de uma veia ou artéria, conecta-se ao cateter um transdutor de
pressão, localizado externamente. O cateter é preenchido com uma coluna
líquida de solução salina, evitando-se assim a coagulação do sangue. A
conexão é feita por torneira de três vias, que permite fazer a medida de
pressão, lavar o cateter para evitar a coagulação do sangue, injetar contrastes
radiológicos nas cavidades cardíacas, retirar amostras de sangue etc. No
método com transdutor intravascular, o transdutor encontra-se na ponta do
próprio cateter. Os cabos elétricos com o sinal proveniente do transdutor são
conectados a um sistema de amplificação externo. Esse método permite a
obtenção de traçados de alta fidelidade, com respostas de frequência em faixas
amplas e baixos níveis de distorção. Entretanto, esse método é menos utilizado
do que método indireto, porque os cateteres são caros, frágeis e não têm a
versatilidade de permitir injetar contrastes, retirar amostras de sangue, etc.
Os transdutores de pressão usados no método direto são os
transdutores baseados no uso de piezoresistências, como mencionado
anteriormente. A figura 5 ilustra o transdutor de pressão configurado em uma
ponte de Wheatstone. Quando a ponte de Wheatstone é submetida a uma
36
pressão a tensão elétrica aumenta em um par de resistências enquanto diminui
em outro.
Figura 5. Sensor de pressão configurado em uma ponte Wheatstone. (Webster, 1998).
2.6.2 Método Indireto
O método indireto de medida de pressão sanguínea restringe à medida
da pressão arterial. O método indireto pode ser feito de forma totalmente
manual, semi-automática e totalmente automática, sem intervenção do
operador.
O método manual de medida indireta da pressão é conhecido como
método auscultatório (esfigmomanométrica).
Nesse método primeiro se bloqueia o fluxo arterial inflando o manguito
(“cuff”) a uma pressão acima da sistólica. O estetoscópio colocado sobre a
artéria que permanece ocluída não detecta som, ou seja, passagem de sangue.
Depois, a pressão é reduzida lentamente. Quando a pressão do manguito fica
menor que a pressão sistólica, o sangue flui pela artéria nos intervalos em que
a pressão arterial supera a do manguito, e começa as oscilações dos sons.
Estes sons produzidos pela passagem do sangue pelo local da constrição são
chamados ruídos de Korotkoff e podem ser detectados tanto por um
37
estetoscópio como por um transdutor piezoelétrico colocado sobre a artéria.
Como a pressão no manguito continua a diminuir lentamente, quando a
pressão cai abaixo da pressão diastólica, a artéria fica permanentemente
aberta, e não se ouvem mais sons. Assim, detectam-se as pressões sistólica
(quando os sons iniciam) e diastólica (quando os sons cessam). A Figura 6
ilustra o método auscultatório.
Figura 6. Esfigmomanometria. (Webster, 1998).
A faixa de frequência dos ruídos de Korotkoff vai de 20 a 300Hz, mas,
quando ocorre queda acentuada da pressão, há desvio do espectro para
frequências mais baixas. Como o ouvido humano tem reduzida sensibilidade
nas frequências muito baixas, torna-se muito difícil, nessas situações, fazer a
medida da pressão usando o método indireto.
Para os esfigmomanômetros semi-automáticos e automáticos o princípio
de funcionamento é baseado no processo de medida manual. Nos
equipamentos semi-automáticos, insufla-se o manguito de borracha e, a partir
daí, o equipamento faz a deflação do ar e demais passos da medida,
automaticamente, sem a intervenção do operador. Nos esfigmomanômetros
automáticos até o processo de insuflar o manguito é feito sem a intervenção do
operador. Tais equipamentos estão se tornando cada vez mais confiáveis e a
sua aceitação para monitorar a pressão arterial de forma intermitente nas
unidades de terapia intensiva é cada vez maior, sobretudo porque é menos
traumático do que o método direto. (Carvalho ,2008).
38
A medição da pressão sanguínea nos equipamentos automáticos é
realizada da seguinte forma: um manguito é conectado a um sistema
pneumático. A pressão do manguito é convertida em um sinal elétrico
proporcional a pressão e então processada em dois circuitos diferentes. Um
circuito amplifica e corrige o deslocamento zero (offset) do sinal de pressão
antes do conversor AD (analógico para o digital). O outro circuito é um filtro
passa-alta e um amplificador. O manguito de pressão é controlado por um
microcomputador que ativa a insuflação e deflação do sistema durante o ciclo
de medição. A Figura 7 mostra o diagrama em blocos de um esfigmonanômetro
automático.
Figura 7. Diagrama de bloco de um esfigmomanômetros automático.
I/O = entrada/saída; MAP = pressão arterial média; HR = frequência cardíaca; SYS= pressão
sistólica; DYS = pressão diastólica. (Webster, 1998)
2.7 Princípio da Oximetria
O oxímetro de pulso é um instrumento médico para monitorar a
oxigenação no sangue dos pacientes, medindo o nível de oxigênio e a
frequência cardíaca.
É composto de uma ponta de prova, eletrônica de condicionamento do
sinal, e um microcontrolador. A ponta de prova é colocada sobre uma parte
periférica do corpo como o dedo ou a orelha. Dentro da ponta de prova são
utilizados dois diodos emissores de luz (LED), um no espectro visível vermelho
39
(660nm) e o outro no espectro infravermelho (940nm) e um receptor
(fotodiodo). A Figura 8 ilustra a ponta de prova de oximetria.
Figura 8. Ponta de prova de oximetria. (Philips Medical Systems).
Os feixes de luz passam através dos tecidos, ossos e veias e incidem
sobre um fotodiodo. Grande parte da luz é absorvida pelos tecidos e ossos,
mas esses valores não mudam drasticamente durante curtos períodos de
tempo. A quantidade de sangue arterial muda durante períodos curtos de
tempo devido à pulsação (ainda que exista um nível constante de sangue
arterial), com isso é possível isolar a amostra do sangue arterial dos outros
componentes. A Figura 9 ilustra a absorção das substancias constantes e a
variável.
Absorção devido a:
Pulsos cardíacos
Sangue arterial
Sangue venoso
Tecidos e ossos
.
Tempo
Figura 9. Absorção. (Philips Medical Systems).
O microcontrolador pode selecionar a absorbância da fração pulsátil de
sangue, ou seja, devido ao sangue arterial, da absorbância constante devido à
40
componente não-pulsátil de sangue venoso ou capilar e pigmentos de outros
tecidos.
A Hemoglobina é uma substância responsável pelo transporte do
oxigênio no sangue. A absorção da luz visível pela hemoglobina varia com o
grau de oxigenação. Esse fato ocorre devido a duas formas comuns da
molécula, a Hemoglobina Oxidada (HbO2) e a Hemoglobina Reduzida (Hb), as
quais têm uma diferença óptica espectral na faixa de comprimentos de onda
que vai de 600nm (próximo ao vermelho) a 1000nm(próximo ao infravermelho).
O princípio de funcionamento do oxímetro baseia-se na determinação da
cor do sangue, o que muda com a oxigenação. A Figura 10 mostra a absorção
de hemoglobina oxidada (HbO2) e a hemoglobina desoxigenada ou reduzida
(Hb) em relação ao comprimento de onda.
Figura 10. Absorção da hemoglobina. (The Electrode Co. Ltd, 2005)
A quantidade de luz recebida pelo fotodiodo indica a quantidade de
oxigênio ligado à hemoglobina no sangue. Hemoglobina oxigenada absorve
mais luz infravermelha do que a luz vermelha, já a hemoglobina desoxigenada
absorve mais luz vermelha do que a luz infravermelha. Ao comparar as
quantidades de luz vermelha e infravermelha recebidas, o instrumento pode
calcular a taxa de oxigenação do sangue.
A grandeza que exprimi o grau de oxigenação da hemoglobina presente
na
corrente
sanguínea,
é
denominada
de
Saturação
de
Oxigênio,
41
frequentemente referida como SaO2 ou SpO2, definida como a razão entre a
concentração de hemoglobina oxigenada (HbO2) e a Hemoglobina total
presente no sangue e pode ser determinada pela seguinte equação:
2
(2)
2
A taxa de saturação de oxigênio pode variar de 0 a 100%, no entanto
em um adulto normal saudável a taxa varia de 94% a 100%.
É possível usar a diferença de absorção espectral da hemoglobina
oxidada e da hemoglobina reduzida para medir o nível de saturação do
oxigênio arterial, isto se dá na faixa de comprimentos de ondas entre 600nm a
1000nm, pois nesta faixa ocorre a menor atenuação da luz pelos tecidos do
corpo.
A cor das substâncias se deve a reflexão de certos comprimentos de
onda da luz branca que incide sobre elas, deixando transmitir aos nossos olhos
apenas aqueles comprimentos de ondas não absorvidos.
Como a oximetria é um método não invasivo e de acompanhamento
contínuo, pode ser aplicado em várias situações clínicas, como em cirurgias e
em unidades de terapia pós-anestésica, pois com o oxímetro de pulso é
possível avaliar continuamente os níveis de saturação de oxigênio no sangue
do paciente. Além disso, por ser um método não invasivo é mais seguro e
agradável para o paciente do que os métodos invasivos de análise de oxigênio.
Em UTI (unidade de terapia intensiva) e neonatal, níveis de saturação de
oxigênio
no
sangue,
tomados
imediatamente
após
o
nascimento,
preferencialmente na mão direita, (no prazo de cinco minutos) são um bom
guia para verificar o estado geral da saúde do recém-nascido. Níveis abaixo de
75% podem indicar anormalidades.
Também são utilizados durante o transporte de doentes em aviões,
helicópteros ou ambulâncias e para avaliar a viabilidade dos membros após
cirurgia plástica e ortopedia. Com um oxímetro de pulso pode-se detectar se
um membro está com suprimento de sangue adequado.
42
2.7.1 Modelo Analítico do Oxímetro de Pulso
De acordo com a lei de Beer-Lambert, diversas substâncias e misturas
absorvem luz ultravioleta ou visível permitindo parte da luz atravessar ou não
essa substância. A Figura 11 ilustra a lei de Beer-Lambert, onde um feixe de
luz de intensidade I0, atravessa uma amostra de solução. Ao atravessar a
amostra, parte da energia luminosa é absorvida e o feixe de radiação que deixa
a amostra terá então uma intensidade I1 (Baura,2002).
Figura 11: Princípio da lei de Beer-Lambert.
As medidas experimentais geralmente são feitas em termos de
Transmitância (T), que é definida como:
(3)
Onde I1 é a intensidade luz depois que ela passa através da amostra e I0
é a intensidade da luz inicial.
A relação entre Absorbância (A) e Transmistância (T) é definida como:
log
(4)
A lei de Beer – Lambert é uma relação linear entre a absorbância e a
concentração de uma onda eletromagnética absorvida. Essa lei é escrita da
seguinte forma:
(5)
43
Onde A é medida da absorbância, ε é absorbitividade molar expresso em
mol-1 cm-1 (litros por mol centímetro), l é o comprimento do caminho da amostra
e c é a concentração do elemento que absorve.
Quando diferentes tipos de substâncias que podem absorver a luz se
encontram presentes, a absorbância total pode ser escrita da seguinte forma:
(6)
…
Onde os subíndices identificam a substância.
Inicialmente, considera-se que luz de dois comprimentos de onda
diferentes, λ1 e λ2, passam através do corpo vascular e, é detectada na outra
face. Cada comprimento de onda possuirá uma absorbitividade (ε) para a
hemoglobina oxigenada e desoxigenada. A absorbância total para os dois
comprimentos de onda pode ser escrita da seguinte forma:
(7)
(8)
Onde At (λ1) é a absorbância relativa ao comprimento de onda λ1, εoλ1 é
a absorbitividade da hemoglobina oxigenada relativa ao comprimento de onda
λ1, Co é a concentração de hemoglobina oxigenada,
é a distância percorrida
pela luz através do corpo vascular, εdλ1 é absorbitividade da hemoglobina
desoxigenada, Cd é a concentração de hemoglobina desoxigenada,
é a
absorbitividade das substâncias constantes no tempo, como ossos, unha,
tecido, etc, relativo ao comprimento de onda λ1, e Cx é a concentração das
substâncias constante no tempo. A análise para Aλ2 é similar.
O volume do sangue varia durante a sístole e a diástole, resultando em
uma derivada diferente de zero para os componentes que dependem da
concentração de hemoglobina oxigenada (Co) e desoxigenada (Cd), e iguais a
zero para aquelas que dependem da concentração das substâncias constantes
(Cx).
0
(9)
44
Além disso, uma suposição é feita que o sangue não modifica o
“comprimento da amostra”, portanto,
/
e
/
são iguais. Assim, a
relação R, nas duas derivadas da absorbância permanece constante:
(10)
(11)
Recalculando a equação da oxigenação do sangue (2), onde C0=[HbO2]
e Cd=[Hb], temos (Baura, 2002):
(12)
Os coeficientes para a Hemoglobina oxigenada são:
3226,56
602,24
Hemoglobina desoxigenada:
319,6
1204
Como o oxímetro de pulso utiliza somente a parte do sinal diretamente
relacionada ao fluxo sanguíneo para o cálculo da saturação de oxigênio, um
sinal pulsante, que varia no tempo de forma síncrona com as batidas do
coração, é superposto a um nível de corrente contínua. Assumindo-se que a
variação da atenuação da luz é causada somente pelo fluxo sanguíneo arterial,
pode-se determinar a taxa de saturação de oxigênio do sangue subtraindo a
componente contínua da atenuação total, deixando apenas a componente
pulsante (sincronizada com os batimentos cardíacos) (Santos, 2009).
Portanto, SaO2 é calculado estimando-se R a partir da intensidade
luminosa detectada no fotodiodo. A intensidade luminosa i,induz uma corrente
no emissor do fotodiodo. Logo, R pode ser reescrito da seguinte forma:
45
(13)
Como a componente AC tem amplitude muito inferior à componente DC
(componente AC é aproximadamente 1% da componente DC, podemos
reescrever a equação da seguinte forma:
(14)
As componentes CC variam na mesma proporção para diferentes
características do corpo vascular, portanto a relação entre elas é constante,
logo:
(15)
Portanto, a oxigenação do sangue pode ser facilmente obtida
encontrando a relação entre as componentes AC da corrente induzida no
fotodiodo.
As equações (12) e (15) são utilizadas para a implementação do
software no microcontrolador. O microcontrolador realiza as medições das
componentes AC vindo do fotodiodo referentes à luz vermelha (λ1) e a luz
infravermelha (λ2) e determina o fator R conforme equação (15) e por fim a
taxa de saturação do oxigênio do sangue conforme a equação (12).
2.8 Microcontrolador PIC18F4550
O microcontrolador utilizado neste trabalho é o PIC18F4550, que é um
microcontrolador produzido pela Microchip Technology Inc. Ele é construído
com base na arquitetura Harvard com instruções do tipo RISC (Reduced
Instruction Set Computer). É um dispositivo de 8 bits dotado de 32Kbytes de
memória de programa e 2048bytes de memória RAM (Random Access
Memory). Esse dispositivo pode ser alimentado com tensões entre 4V e 5,5V,
46
além de operar em frequência de até 48MHz (12 MIPS – milhões de instruções
por segundo). Esse modelo possui 40 pinos, dos quais 35 podem ser
configurados como entrada e saída, e diversos periféricos, tais como memória
EEPROM (Electrically Erasable Programmable Read Only Memory), um
módulo CCP (Capture, Compare ou PWM), um módulo de comunicação serial
síncrona SPI e I2C, treze conversores A/D de 10bits de resolução com tempo
de aquisição programável, uma comunicação USART, um temporizador de 8
bits e três de 16 bits e um módulo USB 2.0 capaz de operar no modo lowspeed (1,5 Mbps) ou full-speed (12Mbps).
Dentre os diversos periféricos do microcontrolador PIC18F4550, foram
utilizados para o desenvolvimento do projeto os seguintes periféricos: módulo
CCP, três canais do conversor A/D, comunicação USART e temporizadores.
O módulo CCP (Capture, Compare ou PWM), quando configurado para
operar no modo PWM (Pulse With Modulation), modulação por largura de
pulso, é capaz de fornecer um sinal PWM com resolução de 10 bits.
A modulação de largura de pulso (PWM) consiste em controlar o tempo
em que o sinal permanecerá em nível alto (duty cycle), ou seja, controlar a
largura de pulso, dentro de um período de tempo prefixado. Com isso é
possível controlar a tensão média aplicada aos LEDs da ponta de prova do
oxímetro.
Para uma onda de pulso f(t) com um valor inferior ymin e um valor
superior ymax e um ciclo ativo (duty cycle) D (ver Figura 12), o valor médio da
onda é dado por:
(16)
47
Figura 12. Onda de pulso f(t)
Como f(t) é uma onda de pulso, seu valor é Ymax para 0< t < D.T e seu
valor é Ymin para D.T < t < T.
. .
.
1
(17)
(18)
A expressão pode ser simplificada para o caso onde ymin=0.
.
Portanto, o valor médio do sinal
(19)
depende diretamente do ciclo ativo D.
O conversor A/D possui treze canais analógicos multiplexados, com uma
resolução de 10 bits e tensão de referência configurável. Foram utilizados três
canais analógicos, sendo dois para o módulo de pressão arterial e dois para o
módulo do oxímetro.
O módulo USART (Universal Synchronous Asynchronous Receiver
Transmitter), também conhecida como interface de comunicação serial, pode
ser configurada para trabalhar no modo assíncrono ou síncrono. Para se
estabelecer a comunicação com o modem GSM a USART foi configurada no
modo assíncrono.
Uma aplicação desse módulo é a comunicação assíncrona RS-232. O
protocolo RS-232 é um padrão de comunicação serial criado pela EIA
(Eletronic Industries Association) para a comunicação entre um DTE (terminal
48
de dados) e DCE (um comunicador de dados), também conhecida como EIA232. Normalmente, o pacote enviado é constituído de 10 ou 11bits, dos quais
8bits constituem a mensagem, 1bit de início (Start bit), 1bit de parada (Stop bit)
e 1bit de paridade (Parity bit) para o controle de erro. (Miyadaira, 2009).
49
3. METODOLOGIA e DESENVOLVIMENTO do SISTEMA
No âmbito desta pesquisa, é proposto o desenvolvimento de um
protótipo para aquisição de sinais biomédicos. O protótipo deve permitir o
adequado tratamento desses sinais, com a finalidade de medir dentro de
parâmetros de precisão compatíveis com aqueles que são tipicamente
utilizados em equipamentos de medida comerciais. Uma vez realizada a
medida, o protótipo deve permitir a transmissão dos dados de interesse,
localmente, para um computador, ou remotamente, para um aparelho celular.
Apesar
de
que
diversas
grandezas
físicas
podem
ser
medidas,
o
desenvolvimento desse protótipo é limitado ao tratamento de sinais de
oximetria. Com a finalidade de adquirir uma experiência rápida neste tipo de
sistemas, considerou-se primeiramente fazer o desenvolvimento relacionado ao
tratamento de sinais de medida da pressão arterial, e em uma segunda etapa
fazer o desenvolvimento de um oxímetro. A escolha do oxímetro foi feita
considerando que estes tipos de dispositivos são utilizados em clínicas e
hospitais e apresentam altos custos. Portanto, o desenvolvimento do protótipo
visa criar as bases para que futuramente esses aparelhos possam vir a serem
desenvolvidos no Brasil com menores custos.
A metodologia proposta neste trabalho é descrita a seguir:
1. Revisão da literatura relacionada ao desenvolvimento do medidor de
pressão arterial.
2. Desenvolvimento do protótipo do medidor de pressão. Nesta etapa, os
diferentes dispositivos necessários a esse desenvolvimento devem ser
especificados.
3. Montagem do protótipo.
4. Desenvolvimento da interface de comunicação com o computador.
5. Desenvolvimento da interface de comunicação com um telefone celular.
6. Revisão da literatura relacionada ao desenvolvimento do oxímetro.
7. Estudo da modelagem analítica do sistema.
8. Determinação dos diferentes blocos requeridos pelo protótipo.
9. Definição da arquitetura do sistema
10. Montagem prática do sistema
11. Teste do protótipo desenvolvido.
12. Escrita da dissertação.
50
A seguir, descreve-se o trabalho desenvolvido
3.1 Arquitetura do Sistema
Conforme visto anteriormente (Carvalho, 2008), para implementação de
um sistema de medição biomédico é necessário uma arquitetura composta de
transdutores
de
processamento
entrada,
de
sinais
circuitos
e
de
condicionamento
transdutores
de
saída
dos
sinais,
(atuadores).
O
desenvolvimento do sistema proposto levou em consideração tais fatores.
A arquitetura do sistema desenvolvido é representada pelo diagrama em
blocos da Figura 13. O sistema é constituído de unidades para aquisição dos
sinais biomédicos, circuito de condicionamento que inclui amplificação e
filtragem. Esses circuitos de condicionamento são conectados a um
microcontrolador. O microcontrolador controla a digitalização dos sinais, o
processamento dos sinais e as transferências das amostras capturadas para
um modem GSM, e este envia as informações processadas a um banco de
dados remoto.
Módulos de Aquisição Módulo de Pressão Arterial Módulo de Oximetria Módulo Principal Microcontrolador Módulo Gráfico Display Gráfico RS 232 MODEM GSM Interface
Usuário Módulo de transferência Figura 13. Diagrama em blocos da arquitetura do protótipo
Os circuitos analógicos referentes ao hardware têm a seguinte estrutura
básica: sensores específicos para aquisição de cada sinal; amplificação dos
sinais capturados e filtragem dos sinais de acordo com a banda passante.
51
Os circuitos digitais referentes ao hardware têm a seguinte estrutura
básica: conversores analógicos – digitais; processamento dos sinais e envio
das informações pela comunicação serial a um modem GSM.
O protótipo foi implementado em placa de circuito impresso, e colocado
dentro de um módulo (box) conforme mostra a Figura 14. Esse sistema inclui
todos os blocos ilustrados na Figura 13.
Figura 14 Protótipo
3.2 Módulo de Aquisição – Pressão Arterial
O módulo de pressão arterial é baseado no modelo proposto por
(Webster, 1998). Esse módulo consiste de um sensor de pressão que capta os
sinais de pressão e de um sistema de pressurização e despressurização que
são constituídos respectivamente de uma bomba eletropneumática e de uma
eletroválvula. A Figura 15 ilustra o diagrama de blocos do módulo de pressão
arterial e a sua conexão ao módulo principal.
52
MODEM GSM Módulo de Aquisição – Pressão Arterial
Microcontrolador ADC1 Sensor de Pressão Amplificador
RS‐232 Filtro
ADC2 Processador Sistema pneumático
LCD Display Interface
Usuário Figura 15. Diagrama de blocos do módulo de pressão arterial.
Para alojar o módulo de pressão arterial foi adquirido um monitor digital
de pressão arterial comercial do fabricante Powerpack do qual foi retirado todo
o circuito eletrônico e o sensor, devido à impossibilidade de se obter suas
características elétricas, aproveitando apenas a estrutura física, a bomba
eletropneumática e a eletroválula. A Figura 16 mostra a aparência do medidor
de pressão arterial antes e após a adaptação.
Figura 16. Medidor de Pressão arterial
(a) Medidor antes da adaptação.
(b) Medidor após a adaptação.
53
Para medir a pressão arterial foi utilizado um sensor de pressão modelo
MPX2050 do fabricante Freescale Semiconductors, esse sensor tem uma
tensão de saída linear proporcional à pressão aplicada. Ele é constituído de um
circuito integrado que contém como elemento sensor uma ponte de wheatstone
formada com piezoresistências, responsável pela conversão da pressão em
tensão elétrica. A escolha deste sensor foi em função de ser um componente
comercialmente disponível, e levando em conta que sua faixa de pressão de
trabalho atende a faixa de pressão arterial, que é de 400 mmHg (conforme
citado anteriormente na tabela 1).
Na Figura 17 pode-se observar o sensor MPX2050 e as suas
características técnicas na Tabela 2.
Figura 17. Sensor de Pressão MPX2050. (Freescale Semiconductors).
Tabela 2. Características Técnicas do Sensor MPX2050
Pressão de trabalho:
0 a 50 Kpa
Tensão típica de alimentação:
10V
Sensibilidade:
0,8mV/KPa
Linearidade:
+ ou – 0,25%
Compensação de temperatura:
0 ºC a 85 ºC
Elemento Sensor:
Strain Gage
1KPa equivale a 7,5mmHg, portanto a faixa de trabalho do sensor é de 0
a 375mmHg. Uma pessoa com condições normais de saúde apresenta uma
pressão arterial na faixa de 80 a 120 mmHg (10,6 a 16 KPa).
De acordo com a tabela anterior, visto que a sensibilidade do sensor é
0,8mV/KPa a faixa limite de tensão do sensor é de 0 a 40mV. Pode-se verificar
na Figura 18 que a faixa de trabalho do sensor para uma pressão arterial
normal é de aproximadamente 8,48mV a 12,8mV.
54
Figura 18. Gráfico tensão de saída em relação a pressão diferencial.
(Freescale Semiconductor.)
Como a tensão de saída do sensor é de 0 a 40mV e a tensão da entrada
do conversor A/D (analógico para digital) é de 0 a 5V, há necessidade de uma
amplificação do sinal.
Uma vez amplificado o sinal de saída do sensor, ele é dividido em duas
componentes diferentes, sendo uma delas para identificar o sinal de pressão
do sistema pneumático (componente contínua) e a outra para identificar as
oscilações (componente alternada) provocadas pelos batimentos cardíacos
(aproximadamente 1 batimento por segundo, o que corresponde uma
frequência de1Hz).
O sinal de pressão é enviado diretamente ao canal 1 da entrada do
conversor A/D enquanto que o sinal das oscilações passa por um filtro passafaixa para eliminar a componente contínua e os ruídos provocados pela rede
elétrica, e, após esse tratamento, o sinal é enviado ao canal 2 da entrada do
conversor A/D.
A Figura 19 ilustra o diagrama eletrônico do medidor de pressão,
composto pelo estágio de amplificação e do filtro passa-faixa.
55
Pressure Signal
VCC
5V
Pressure Sensor
LINE
VREG
VOLTAGE
COMMON
R2
1kΩ
150kΩ
C1
33uF
U4
7
R1
Oscillation Signal
6
U2B
4
3
R6
470Ω
7
C2
8
5
6
11
TLV2764IN
1
330nF
2
4
5
C4
220uF
VCC
C3
220uF
5V
INA118P
R4
22kΩ
R3
1MΩ
R5
10kΩ
Figura 19. Diagrama eletrônico do medidor de pressão.
(Adaptado: Freescale Semicondutor. Application Notes AN1571.)
O objetivo do primeiro estágio do circuito é amplificar os sinais
capturados pelo sensor de pressão a uma magnitude compatível com a entrada
analógica do microcontrolador. Para essa finalidade foi utilizado um
amplificador
para
instrumentação
INA118P.
O
circuito
integrado
é
manufaturado pela Burr Brown. Um amplificador de instrumentação é um
circuito que fornece uma saída baseada na diferença entre duas entradas
vezes um fator de escala (Boylestad,2004).
A
Figura
20
representa
o
circuito
de
um
amplificador
instrumentação.
V2
R
R
Vout
Vout'
RG
R
R
R
R
V1
Figura 20. Amplificador para instrumentação.
para
56
A tensão de saída Vout’ no primeiro estágio do circuito é definida pela
seguinte equação (Boylestad,2004):
′
1
2
1
2
1
2
(20)
O circuito amplificador diferencial com ganho igual a um (ganho unitário)
tem como objetivo referenciar a tensão de saída Vout em relação ao terra no
circuito.
O circuito integrado INA118P contempla em um único encapsulamento o
circuito amplificador para instrumentação. Conforme ilustrado na Figura 21
somente o resistor RG é inserido externamente o que permite a variação do
ganho de acordo com aplicação.
Figura 21. Amplificador para instrumentação INA118P.
(data sheet Burr Brown).
O ganho desse estágio é definido de acordo com o datasheet do
fabricante pela seguinte equação:
1
(21).
Para o circuito desenvolvido foi utilizado um resistor RG de 470Ω,
portanto o ganho é:
1
106
(22).
57
Como a faixa de trabalho do sensor para uma pressão arterial normal é
de aproximadamente 8,48mV a 12,8mV, após o primeiro estágio a tensão de
saída para pressão diastólica é de 0,85V e para a sistólica de 1,28V. Dessa
forma as tensões de saída do primeiro estágio, que corresponde à pressão
diastólica e a sistólica, são compatíveis com a entrada do conversor A/D, pois
sua faixa de tensão é de 0 a 5V.
O segundo estágio é composto por filtro passa-faixa (passa-alta e passabaixa), com o objetivo de separar o sinal de pressão (componente contínua)
das oscilações (componente alternada). A função de transferência do filtro tem
dois pólos que determinam duas frequências de corte, sendo a primeira faixa
de 0,48 Hz e a segunda faixa de 4,8Hz. As duas frequências podem ser
determinadas pelas seguintes equações.
1
2 . 3. 2
1
2 . 1. 1
1
2 . 1. 10 . 0,33. 10
1
2 . 1. 10 . 33. 10
0,48
(23)
4,8
(24)
A escolha da faixa de freqüência do filtro foi feita de tal forma que
permita eliminar os ruídos ambientais e biológicos sem distorcer ou perder o
sinal da pressão. Os ruídos podem vir das contrações musculares,
interferências da rede elétrica,
ruídos vindo de qualquer outro dispositivo
eletrônico (interferência eletromagnética).
Esse estágio possui um ganho de tensão de 151, determinado pela
seguinte equação:
1
2
1
1
150
1
151
(25)
As oscilações variam de pessoa para pessoa. No geral, ela varia de
1mmHg a 3mmHg. Como a sensibilidade do sensor MPX2050 é de 0,8mV/ KPa
e o ganho de tensão do amplificador corresponde a 106, portanto a tensão de
saída será de 11mV a 34mV respectivamente.
O gráfico da Figura 22 mostra a tensão de saída do sensor de pressão
em relação ao tempo. Pode-se verificar no gráfico que quando o medidor de
pressão é acionado a bomba eletropenumática pressuriza o sistema até que a
58
tensão de saída do sensor de pressão atinga 2,5V. Durante a pressurização o
aparelho não realiza medições, nesse estágio a pressão do punho CP (cuff
presure), que é a pressão do sistema é superior a pressão do paciente e a
arteria fica praticamente fechada.
Após atingir a pressão estabelecida a bomba é desligada e a
eletroválvula é acionada, despressurizando o sistema, e, portanto, dando lugar
à curva descendente do gráfico. Nesse momento o aparelho começa a realizar
as medições. No momento que o sangue volta a circular, começam as
oscilações, consequência do fuxo sanguíneo. Pode-se verificar na Figura 23 a
amplitude das oscilações. No instante que a amplitude da oscilação for superior
à pressão do sistema, tem-se a pressão sistólica (SBP) e no momento que a
amplitude da oscilação passa a ser menor que a pressão do sistema tem-se a
pressão diastólica (DBP).
Figura 22. Sinal CP da Tensão de Saída do Sensor de Pressão.
(Freescale Semicondutor. Application Notes AN1571).
Figura 23. Sinal das Oscilações da Saída do Amplificador.
(Freescale Semicondutor. Application Notes AN1571).
59
3.2.1 Simulação do Módulo de Pressão Arterial
As simulações a seguir foram realizadas utilizando o software Multisim
10.0 (National Instruments) para verificar os cálculos anteriormente indicados.
A Figura 24 representa o circuito eletrônico do módulo de pressão
arterial, composto por uma ponte de wheatstone formada por quatro resistores,
simulando assim o sensor de pressão, um amplificador de instrumentação
(INA118P) e de um amplificador operacional (TLV2764) configurado para atuar
como filtro ativo.
VCC
5V
R9
300Ω
VCC
R10
280Ω
7
R11
300Ω
R12
300Ω
R5
1kΩ
150kΩ
C1
33uF
5V
3
R4
U1
VCC
5V
6
4
8
7
6
1
R7
470Ω
U2B
C2
5
11
2
4
5
INA118P
TLV2764IN
220uF
Sensor de Pressão
C3
220uF
Figura 24. Circuito Eletrônico Módulo de Pressão Arterial
Para simular a resposta do circuito amplificador de instrumentação para
as pressões diastólica e sistólica, adotou-se como resposta do sensor de
pressão respectivamente 80mmHg e 120mmHg.
A resposta do sensor de pressão para uma pressão de 80mmHg é de
8,48mV e para uma pressão de 120mmHg é de 12,8mV, conforme a
sensibilidade do sensor descrito na tabela 2.
Para facilitar o ajuste da tensão de saída do sensor, a ponte de
wheatstone foi substituída por uma fonte de tensão V1, ajustada em 8,48mV. A
Figura 25 representa os resultados encontrados na simulação para uma
pressão de 80mmHg.
60
Figura 25. Amplificação do sinal do sensor (pressão arterial de 80mmHg).
O voltímetro U3 indica a tensão de saída do sensor de pressão e o
voltímetro U2 à saída do amplificador. Portanto, o ganho do estágio de
amplificação pode-se descrito conforme a equação abaixo.
ã
í
ã
910
8,48
107
A Figura 26 representa os resultados encontrados na simulação para
uma pressão de 120mmHg.
Figura 26- Amplificação do sinal do sensor (pressão arterial de 120mmHg).
O voltímetro U3 indica a tensão de saída do sensor de pressão e o
voltímetro U2 à saída do amplificador. Conforme esperado, obteve-se o mesmo
ganho para a tensão de 12,8mV.
ã
ã
í
1,374
0,013
106
Com essas simulações pode-se comprovar o ganho do circuito,
conforme equação (22).
Outra simulação realizada foi referente ao filtro. O filtro utilizado é um
filtro passa faixa, composto por um filtro passa alta com frequência de corte
61
0,48Hz, conforme equação (23), e um filtro passa baixa com frequência de
corte de 4,8Hz, conforme equação (24).
A Figura 27 representa o filtro passa faixa, sendo analisadas
separadamente as frequências de corte.
Em – 2,96 (-3db)
a freqüência é de
0,48Hz.
Em – 2,96 (-3db)
a freqüência é
de 4,8Hz.
.
Figura 27. Filtro passa alta e filtro passa baixa.
O gráfico de Bode (XBP1) corresponde à resposta do filtro passa alta e o
gráfico de Bode (XBP2) corresponde à resposta do filtro passa baixa. Pode-se
verificar por meio dos gráficos de Bode que o filtro corresponde ao valor
desejado de acordo com as equações (23) e (24).
3.3 Módulo de Aquisição – Oxímetro
O módulo do oxímetro é composto por dois sistemas sendo um sistema
para comutar entre o emissor de luz vermelha (LED vermelho) e o emissor de
luz infravermelha (LED infravermelho) e outro sistema composto por um
fotodiodo para capturar a luz emitida pelos LEDs, e um circuito de amplificação
do sinal que será enviado para o microcontrolador. É importante mencionar que
o dispositivo no qual os diodos emissores de luz são condicionados (ponta de
prova), não faz parte do desenvolvimento do protótipo e, portanto, será
62
utilizada uma ponta de prova comercial. A Figura 28 ilustra o diagrama de
blocos do sistema.
Display Gráfico Módulo de Aquisição Oxímetro
Filtro Amplificador
ADC
MODEM
GSM RS‐232 Saídas Controle PWM
LEDS
Módulo Principal
Processador Interface Usuário Figura 28. Diagrama de blocos do módulo oxímetro.
(Adaptado de Analog Devices Healthcare).
3.3.1 Circuito de Acionamento e Controle da Luminosidade dos
LED’s
O circuito de acionamento e controle da luminosidade dos LED’s é
realizado pelo microcontrolador, que liga e desliga o LED vermelho e o
infravermelho alternadamente em uma frequência de chaveamento de 500Hz.
(Medical Solutions from Texas Instruments, 2005). A frequência de 500Hz foi
escolhida com o intuito de extrair o máximo de potência dos LEDs, para que
eles tenham intensidades suficientes para atravessarem o tecido sob medição,
ou seja, pode-se aplicar uma tensão elétrica aos LEDs próxima aos limites
máximos em um curto intervalo de tempo.
A intensidade da corrente absorvida pelos LED’s são ajustadas pelo
microcontrolador no intuito de levar a tensão de saída do fotodiodo até uma
tensão de referência. Dessa forma, quanto maior for a espessura do tecido
inserido entre o emissor e receptor maior deverá ser a corrente do LED
emissor. A luminosidade dos LED’s é controlada por duas saídas PWM (Pulse
Width Modulation) do microcontrolador. Essas saídas variam a tensão média (0
a 5V) fornecida aos LED’s e proporcionalmente à intensidade de corrente
63
absorvidas pelos mesmos. A Figura 29 ilustra o circuito de seleção e controle
da luminosidade dos LED’s. (Medical Solutions from Texas Instruments, 2005).
Nível “0”
Nível “1”
Figura 29. Circuito de seleção e controle de intensidade dos LED’s
O circuito utilizado é formado por uma ponte H composta por quatro
transistores. Quando as entradas da ponte não estão acionadas, os
transistores estão desligados, devido aos resistores de pull-down (R8 e R7) e
pull-up (R9 e R10). Os terminais IN1 e IN2 são ligados em duas saídas digitais
do microcontrolador enquanto que os terminais PWM1 e PWM2 são ligados em
duas saídas tipo PWM (Pulse Width Modulation) do microcontrolador.
O microcontrolador realiza o controle da ponte H, alternando entre o LED
vermelho e o infravermelho, enviando sinais para os terminais IN1 e PWM1 ou
para IN2 e PWM2 respectivamente.
O LED vermelho (R) é acionado quando o terminal IN1 recebe nível
lógico “0” e o terminal PWM1 recebe nível lógico “1”, o que faz com que os
transistores Q2 e Q3 sejam saturados, garantindo a polarização direta do LED
vermelho e inversa do LED infravermelho (IR). A análise é similar para o
funcionamento do LED infravermelho (IR).
3.3.1.1 Simulação do Módulo do Oxímetro – Controle dos LED’s
As simulações foram realizadas utilizando o software Multsim.
64
a) O circuito eletrônico da Figura 30 representa uma ponte H, controlado
por chaves. Pode-se verificar na simulação que o LED1 (vermelho) é
ligado quando acionado a chave (key A).
Figura 30. Acionamento do LED vermelho (LED1).
b) Similarmente, o circuito eletrônico da Figura 31 representa a ponte H,
controlada por chaves. Pode-se verificar na simulação que o LED2
(infravermelho) é ligado quando acionado a chave (key B).
Figura 31. Acionamento do LED infravermelho (LED2).
c)
O circuito eletrônico da Figura 32 representa aponte H, controlada
por um gerador V1 que emula um circuito PWM. O componente V1 é
65
uma fonte de tensão de 5V e uma frequência de 1KHz. Os LEDs foram
substituídos por um resistor (R11).
Ajuste do ciclo ativo (duty cycle) em 100%.
Com o ciclo ativo em 100% a tensão média na carga (R11) é de 4,36V
indicada no voltímetro U2.
Pode-se verificar no osciloscópio a forma de onda referente à fonte V1 e
o ajuste do ciclo ativo em 100%.
Figura 32. Controle por PWM. Ajuste do ciclo ativo em 100%.
Ajuste do ciclo ativo (duty cycle) em 75%.
Com o ciclo ativo em 75% a tensão média na carga (R11) é de 3,27V
indicada no voltímetro U2. Conforme equação (19) a tensão média pode ser
determinada da seguinte forma:
é
á
4,36
0,75
3,27
Duty cycle
750µs
Figura 33. Controle por PWM. Ajuste do ciclo ativo em 75%.
66
O osciloscópio registra um período ativo de 750µs (período PWM=1ms),
comprovando o ajuste do ciclo ativo em 75%.
.Ajuste do ciclo ativo (duty cycle) em 50%.
Com o ciclo ativo em 50% a tensão média na carga (R11) é de 2,18V
indicada no voltímetro U2.
é
á
4,36
0,5
2,18
O osciloscópio registra um período ativo de 500µs (período PWM=1ms),
comprovando o ajuste do ciclo ativo em 50%.
Duty cycle
500µs
.
Figura 34. Controle por PWM. Ajuste do ciclo ativo em 50%
Com essas simulações foi possível verificar o funcionamento do circuito
de acionamento e controle dos LED’s, permitindo uma montagem prática mais
eficiente.
67
3.3.2 Sistema de Condicionamento do Sinal - Oxímetro
O sistema de condicionamento do sinal é composto por circuitos de préamplificação, filtros e amplificadores, conforme ilustrado na Figura 35.
.
R10
10MΩ
13
Estágio 2
810pF
4
U3
2uF
U2
6
C2
15
C3
1
2.2uF
3
U1A
8
2
3
R3
3
1
2.2uF
1
AD549JH
5
R2
1.5MΩ
6
0
0
Estágio 1
Estágio 4
R14
4
R11
18
U4A
C6
1uF
LF353D
8
4
R8
R19
0
8
23
U6A
1
R16
0100kΩ
9
2
X1
10kΩ
4
U5A
11
R18
0V
Saída
25
1
123
8
10kΩ
LF353D
16
4
7
R20
10
10kΩ
3
R15
1MΩ
LF353P
R12 22kΩ
22kΩ
2
220nF
3
6
0
R9
C8
8
0
R5
20
1
47kΩ
7
C5
1uF
10kΩ
2
U1B
5
10kΩ
R7 12kΩ
22kΩ
Estágio 5
10kΩ
19
8
5
LF353P
4
R6
0 10kΩ
R4
4
10kΩ
2
7
R13
47kΩ
C4
750kΩ
2
14
C7
33pF
Estágio 3
R1
C1
LF353D
22
V1
5V
R17
100kΩ
50%
Key=A
220kΩ
R21
Estágio 6
0
V2
5V
17
Figura 35. Circuito Eletrônico do Módulo de Aquisição Oxímetro.
O primeiro estágio do sistema de condicionamento do sinal é composto
por um pré-amplificador configurado como um amplificador de transimpedância.
Essa configuração foi escolhida, pois conforme descrito anteriormente no item
2.5.1, o amplificador de transimpedância tem um bom desempenho em termos
de ruído e largura de banda. Também com essa configuração é possível
converter a corrente elétrica do fotodiodo em tensão.
A configuração do amplificador de transimpedância é utilizada nas
aplicações dos oxímetros de pulsos (Medical Applications Guide, 2009).
O amplificador operacional utilizado nesse módulo foi o AD549, do
fabricante Analog Devices. Suas principais características estão na Tabela 3
abaixo:
68
Tabela 3. Características Amplificador Operacional AD549
Resposta de frequência
1MHz
Capacitância de entrada
10pF
Tensão de alimentação
-15 a +15V
Tensão de offset
0,3mV
Corrente de entrada - BIAS
75fA
A escolha do AD549 reside no fato que este amplificador operacional
apresenta baixa corrente de entrada (alta impedância de entrada) e baixa
tensão de offset. Essas características o torna ideal para aplicações que
necessitam identificar as pequenas variações de corrente de um fotodiodo,
como é o caso do oxímetro de pulso (datasheet AD549, Analog Device).
A corrente de um fotodiodo (Is) pode ser determinada pela equação
abaixo:
(26)
Onde: P é potência da luz incidente na superfície do diodo, em Watts, e
R é a relação de corrente/ potência. A resistência de realimentação Rf do
amplificador converte o sinal de corrente (Is) em uma tensão de saída (Vs).
(27)
Para um bom desempenho do estágio de pré-amplificação, além da
escolha do amplificador operacional que atenda as necessidades requeridas do
projeto, também é importante que algumas considerações na escolha dos
componentes eletrônicos sejam levadas em conta.
Resistor de realimentação (Rf): a resistência deve ser a maior possível
para minimizar o ruído do circuito.
Capacitor
de
realimentação
(Cf):
esse
componente
melhora
a
estabilidade e minimiza o pico. (Domingues, 2009).
A largura de banda (BW) do circuito é definido pela equação 28
1,4
(28)
69
(29)
2
Onde:
•
fc é a frequência de ganho unitário do amplificador operacional;
• Ci é a capacitância de entrada total (capacitância da junção
fotodiodo
mais
a
capacitância
de
entrada
do
amplificador
operacional;
•
Rf é a resistência de realimentação.
Considerou-se Ci = 500pF, Rf =10MΩ e Cf=10pF, então temos fp =
5,58KHz e BW= 7,8KHz.
Como o sinal de interesse é da ordem de alguns hertzs (frequência
cardíaca) e a frequência de chaveamento dos LEDs é de 500Hz, a largura de
banda do circuito é adequada, mas bem superior à frequência de interesse.
Portanto, são necessários filtros adicionais para que o sinal de interesse seja
separado da frequência de chaveamento dos LED’s.
Para que o circuito de pré-amplificação tivesse uma frequência de corte
na ordem de alguns hertz, seria necessário utilizar componentes eletrônicos
com valores impraticáveis. Portanto, optou-se pela utilização de um valor
moderado para Rf o que levou à necessidade de utilização de outros estágios
de filtragem.
O segundo estágio é composto por um filtro passa alta de 2º ordem do
tipo Butterworth, com uma frequência de corte de 0,07Hz, determinado pela
equação 30. (Coughlin, Driscoll, 1977).
1,414
2
(30)
Onde: R= 1,5MΩ , C= 2,2µF.
Então: Fc= 0,07Hz
Essa frequência de corte foi selecionada para eliminar a componente
contínua do sinal de saída do primeiro estágio.
70
O terceiro estágio consiste de um filtro passa baixa de 2º ordem do tipo
Butterworth, com uma frequência de corte de 10Hz, determinado pela equação
31.
0,707
2
(31)
Onde: R= 10kΩ , C= 2.2µF.
Então: Fc= 11,2Hz
Portanto, após esse estágio o sinal proveniente dos batimentos
cardíacos é separado do sinal de chaveamentos dos LEDs.
Nos experimentos constatou-se que o sinal de saída do terceiro estágio
estava acompanhado por um ruído em frequências da ordem de 10Hz, o qual
interfere no resultado esperado. Portanto houve a necessidade de inserir mais
um filtro passa baixa com uma frequência de corte de 3,4Hz.
O ruído detectado pode ser proveniente de diversas fontes, como os
ruídos eletromagnéticos e os ruídos de rádio frequência. A introdução desse
ruído eletromagnético no sistema pode ser atribuída à proximidade dos
condutores do sensor de oximetria dos demais condutores do circuito (fonte de
tensão), pois a montagem foi realizada sem levar em consideração a distância
entre os condutores, como também a utilização de cabos sem malha de
proteção (shield). Outra fonte de ruído pode ser atribuída à interferência por
radio frequência (RF). Visto que a montagem foi realizada em uma placa
perfurada padrão, utilizando fios (wire-up) estes fios servem como antena,
captando o ruído RF.
O sinal resultante após os filtros ficou na faixa de 0,07 a 3,4Hz o que
corresponde a uma frequência cardíaca de 4 a 200 batimentos por segundo.
Porém, para que esse sinal seja compatível com a entrada analógica do
conversor AD do microcontrolador foi necessário inserir um estágio de
amplificação (estágio 5), esse estágio tem um ganho de tensão de 2,2 e
também é constituído de um filtro passa alta, como uma frequência de corte de
0,7Hz, o que garante que a componente contínua não fosse amplificada, o que
ocasionaria uma saturação na saída do circuito.
71
O último estágio é constituído por um somador não inversor, a função
desse circuito é inserir uma tensão contínua e positiva (na ordem de 2,5V) para
deslocar o sinal acima da referência (offset). Como o sinal é composto de
tensões positivas e negativas, ao deslocar o sinal tem-se um sinal somente
positivo o que é compatível com a entrada do conversor AD do
microcontrolador.
3.3.2.1Simulação
do
Módulo
do
Oxímetro
–
Sistema
de
Condicionamento do Sinal
Para emular o sinal recebido pelo fotodiodo, criou-se um circuito
somador constituído por três sinais, um sinal de 100mV e 500Hz (comutação
dos LED’s) , um segundo sinal de 100mV e 2Hz (120 batimentos cardíacos por
segundo) e o último de um sinal de tensão contínua de 1V que corresponde as
variáveis constantes (ossos, pele, etc). A Figura 36 representa o circuito
descrito.
Nível DC 1V
T= 500ms
F= 2Hz
Alterando a escala tempo
observa-se o sinal de
500Hz (T= 2ms)
Figura 36. Circuito Somador
72
O estágio 2 é composto por um filtro passa alta, pode-se observar na
Figura 37 que o sinal de saída do estágio 2 (na cor azul) está sem a
componente contínua. O sinal na cor vermelha corresponde ao sinal recebido
pelo fotodiodo.
Figura 37. Estagio 2 .Filtro passa alta
O estagio 3 constitui de um filtro passa baixa com frequência de corte de
10Hz, pode-se observar na Figura 38 a saída do estágio 3 (cor azul) é o sinal
após o filtro passa baixa, pode-se observar que a frequência de 500Hz foi
eliminada, passando para a próxima etapa apenas a frequência de 2Hz.
Figura 38. Estágio 3 - Filtro passa baixa.
73
O estágio 4 também é um filtro passa baixa com um frequência de corte
3,4Hz,foi utilizado para melhorar o sinal, ou seja, eliminar o ruído. Na simulação
não foi possível simular o ruído.
O próximo estágio consiste de um amplificador não inversor com ganho
de tensão 3,3. Na Figura 39 pode-se observar que o sinal proveniente do
estagio 4 (na cor azul) tem uma amplitude de aproximadamente 1,8V e o sinal
de saída o estágio 5 (na cor verde) tem uma amplitude de 5,7V, o que
corresponde ao ganho esperado, conforme equação abaixo:
220
100
1
3,2
Figura 39. Estágio 5 - Amplificador não inversor
O estágio 6 consiste de um somador não inversor, que como
mencionado anteriormente, tem função o deslocamento do sinal acima da
referência (offset), para que o sinal final seja compatível com a entrada do
conversor AD do microcontrolador (tensão de 0 a 5V). Pode-se observar na
Figura 40 que o sinal de saída (cor amarela) quando comparado com o sinal
antes deste estágio (cor azul) está deslocado da referência, ou seja, possui
uma componente DC. Este estágio é necessário para que a tensão seja
compatível com a entrada do conversor AD do microcontrolador (0 a 5V).
74
Figura 40. Estágio 6 - Deslocamento do Sinal
3.3.3 Calibração do Oxímetro de Pulso
Os primeiros oxímetros de pulso foram fabricados no início da década de
1980 e baseavam-se na teoria de Beer-Lambert. Segundo Townsend (2001), a
utilização da lei de Beer-Lambert é um excesso de simplificação, pois essa
teoria não leva em conta o espalhamento múltiplo da luz pelo sangue vermelho.
Os aparelhos construídos baseado na teoria de Beer-Lambert tendem a
um erro, especialmente para valores de saturação de oxigênio inferior a 85%.
Atualmente os oxímetros são fabricados com base em dados empíricos, ou
seja, utilizam um banco de dados determinados por estudos sobre voluntários
saudáveis cuja medição de saturação de oxigênio é realizada de forma
invasiva. A Figura 41 mostra a relação entre o fator R e a saturação de
oxigênio do paciente, determinada pelo método empírico e pela lei de BeerLambert.
75
Figura 41. Relação entre a saturação de oxigênio (%S) e o fator (R) para os métodos
de Beer-Lambert e pelo empírico.
Fonte: Texas Instruments.
Outra forma de calibrar os oxímetros é a utilização de um instrumento
chamado CO-oxímetro, a utilização desse instrumento tornou-se um padrão
para os oxímetros de pulso devido a sua exatidão. Esse instrumento é um
espectrofotômetro especificamente projetado para analisar concentrações de
diferentes tipos de hemoglobinas incluindo a hemoglobina reduzida, a
oxiemoglobina, a carboxiemoglobina e a metemoglobina (FARMER,1997).
Os CO-oxímetros utilizam amostras de sangue hemolisadas (células
com a membrana celular removida), reduzindo o efeito de espalhamento da luz,
responsável pela diminuição da exatidão da medição. Utilizando medições invitro suas medições são discretas (Andrade, 2009).
No desenvolvimento do algoritmo do oxímetro de pulso utilizou-se o
método empírico. Nesse método o fator R é determinado pela equação 15,
conforme descrito anteriormente no item 2.7.1, e a porcentagem da saturação
de oxigênio no sangue é determinada pela equação 32 descrita abaixo,
utilizando regressão linear:
(32)
Onde: a e b são coeficientes determinados na calibração do oxímetro de
pulso, S é a variável de SaO2 e R o fator determinado na equação (15).
76
Os coeficientes de a e b da equação 32 são determinados pelo método
dos mínimos quadrados, conforme as equações 33 e 34 (Vuolo, 1992):
∑
∑
∑
∑
∑
(33)
∑
∑
∑
∑
∑
(34)
∑
Onde Si é o valor de SaO2 medido por um CO-oxímetro ou por
calibração; Ri é o valor de R que corresponde para o Si e n é o número de
amostras.
Como o método adotado para a calibração do protótipo foi o método
empírico
e por falta de um banco de dados para coletar os coeficientes
necessários, os dados de Si, Ri e n foram extraídos do gráfico da Figura 41 e
registrados na Tabela 4.
Tabela 4. Dados empíricos do fator R e da saturação do oxigênio
Amostras Fator SaO2
(n)
(Ri)
(Si)
1
0,5
100
2
0,75
92
3
1,00
80
4
1,25
72
5
1,50
62
6
1,75
45
7
2,00
25
8
2,25
9
9
2,30
0
Substituindo os dados da tabela 4 nas equações 33 e 34, obteve-se os
dados dos coeficientes a e b, portanto a equação que representa a curva
empírica é:
77
135
55
(35)
Com o intuito de comprovar os coeficientes a e b determinados
anteriormente, pelas equações 33 e 34, utilizou-se o software OriginPro 8.5. Os
dados de Ri e Si da tabela 4 foram inseridos no software e obtive-se os
resultados dos coeficientes angular e linear da equação, com isso pôde-se
comprovar que a equação determinada pelo software é a mesma da equação
35.
A Figura 42 ilustra o gráfico determinado pelo software OrigninPro 8.5 e
os coeficientes de a e b da equação 32.
Figura 42. Gráfico de SaO2 em função do fator R
A curva na cor preta representa os dados empíricos e a reta na cor
vermelha representa a equação determinada pela regressão linear. O ponto de
intersecção (coeficiente b) é 134,95 e a inclinação da reta (coeficiente a) é de
-54,95.
Com a equação de calibração determinada, pôde-se comparar os
valores encontrados pelos métodos de Beer-Lambert ao método de calibração.
Os valores encontrados foram registrados na Tabela 5.
78
Tabela 5. Dados comparativos entre o método empírico e de BeerLambert.
SaO2
SaO2
n
Ri
Empírico
Beer-Lambert
1
0,5
107,53
91,20
2
0,75
93,81
82,63
3
1
80,10
74,79
4
1,25
66,38
67,60
5
1,5
52,67
60,98
6
1,75
38,96
54,86
7
2
25,24
49,19
8
2,25
11,53
43,92
9
2,3
8,78
42,91
Utilizando a função da equação 35, método empírico, e a equação 12,
método de Beer-Lambert, conforme descrito anteriormente no item 2.7.1,podese determinar os respectivos gráficos, ilustrados na Figura 43.
Figura 43. Relação entre a saturação de oxigênio (%S) e o fator (R) para os métodos
de Beer-Lambert e pelo empírico, determinados após calibração.
79
Verifica-se no gráfico que as curvas determinadas após processo de
calibração assemelham-se com as curvas ilustradas na Figura 41.
Portanto, o algoritmo programado no microcontrolador considerou a
equação 15 para determinar o fator R e a equação 35 para determinar a
porcentagem da saturação do oxigênio no sangue.
3.4 Modem GSM
O modelo GSM é uma solução wireless (sem fio), que acessa a rede
GSM da mesma forma que os aparelhos celulares. O que difere é que o
modem não dispõe de periféricos, como teclado, display, microfone e auto
falante como um telefone celular, portanto há a necessidade de associar outros
dispositivos como por exemplo um microcontrolador.
O modem foi utilizado no projeto para enviar os sinais biomédicos
obtidos no protótipo a um telefone celular, usando o serviço de mensagens
SMS (Short Message Service), que está disponível na rede GSM (Global
System for Mobile Communications).
As mensagens SMS, conforme definido no padrão GSM 900/1800/1900,
podem ter até 160 caracteres de texto ASCII. O texto pode incluir palavras,
números ou combinação alfanumérica.
O modem usado no protótipo foi o Modem G24 da Motorola (Module
Hardware Description. Motorola G24 Developer’s Guide), distribuído pela
empresa Informat Techonology. Esse modem vem preparado para o uso com
outros dispositivos, ou seja, sua montagem facilita a integração, pois ele vem
montado com antena, compartimento de cartão SIM Card, fonte de alimentação
e conexão serial padrão RS232.
As principais especificações técnicas do modem são:
Quad band (850, 900, 1800 e 1900 MHz);
Tensão de operação: 3,3 a 4,2V
Temperatura de operação: -20 a + 60ºC;
Consumo de corrente: menor que 2,5mA;
Conexões: USB 2.0 e RS232 (300 bps a 460800 bps);
80
Velocidade de transmissão até 85,6Kbps;
SMS: modo texto e PDU;
Comandos AT padrões (GSM 07.05, GSM 07.07 e GSM 07.10).
A comunicação entre o Modem G24 e o protótipo é feita por meio da
comunicação serial. As configurações e utilizações dos recursos do modem
G24 são realizados por comandos denominados comandos AT (AT Commands
Reference Manual,Motorola G24 Developer’s Guide) Esses comandos são
constituídos por um conjunto de caracteres da tabela ASCII que iniciam com o
prefixo “AT” . O prefixo AT é derivado da palavra atenção (attention), solicita
que o modem “preste a atenção” à solicitação (comando).
Os comandos AT são utilizados para solicitar serviços ao modem, tais
como:
•
Os serviços de chamada: discagem, atender e terminar uma
ligação.
•
Enviar e receber SMS.
•
Resposta automática.
•
Qualidade do sinal GSM.
Uma linha de comando AT pode conter um ou mais comandos,
separados por delimitadores, conforme estrutura abaixo:
Prefixo
Comando 1
Delimitador
Comando 2
Delimitador
...
Comando N
Sufixo
Cada comando AT possui um prefixo “AT” e um sufixo <CR> ,
denominado de retorno de carro (Carriage Return), o delimitador pode ser uma
vírgula ou um espaço.
Quando um comando é emitido, o modem responde com uma
mensagem, chamada de código resultante (Result Code). A estrutura do código
resultante segue a estrutura abaixo:
Prefixo
Código
Sufixo
Segue abaixo um exemplo de utilização de uma sequência de comandos
AT para enviar uma mensagem de texto.
81
Comando
Comentário
AT+CMGS= “81358659”,145
// número do telefone de destino.
> mensagem de teste <CTRL+Z>
// escrever a mensagem e finalizar com
CTRL+Z.
+CMGS:222
// Mensagem enviada com sucesso. O
modem retorna um número que
corresponde a referência da mensagem.
OK
Dentre os diversos comandos existentes, foram utilizados no projeto os
comandos necessários para configuração do modem e envio de mensagens
SMS, esses comandos estão relacionados na Tabela 6.
Tabela 6. Comandos AT
Comando
AT
Descrição
Comando básico para testar a comunicação.
Retorna ‘OK’ ou ‘ERRO’
AT&K0
Desabilita
o
controle
comunicação serial.
de
fluxo
da
AT+CMGF=1
Configura as mensagens SMS para o modo
texto.
AT+CMGS= número de telefone
do destinatário <CR>
Este comando envia mensagem
SMS do modem para a rede.
> texto da mensagem <CTRL Z>
+CMGS: <mr>
OK
O valor da mensagem de referência é
retornado <mr> ao modem, se a mensagem
for entregue com sucesso.
AT+CNMI=3,2
Faz com que as mensagens SMS recebidas
sejam encaminhadas para a interface serial.
Após cada SMS, espera o comando
AT+CNMA por 60 segundos, caso não
receba, retorna a configuração para o valor
padrão (armazena as mensagens na
memória, sem encaminhar para o terminal).
AT+CMGR=<mem1>
Esse comando é para ler a mensagem SMS
armazena na área de memória <mem1>
+CMGR:”status”,”n° telefone”,
O modem retorna status da mensagem, que
pode ser: lida, não lida, enviada e não
enviada.
Mensagem de texto
OK
82
3.5 Módulo Principal
O módulo principal consiste de um microcontrolador modelo PIC
18F4550 conforme descrito anteriormente no item 2.8. A função desse módulo
é coletar as informações do módulo de aquisição da pressão arterial e do
módulo de aquisição de oximetria, realizar o processamento digital e
apresentar os resultados no display gráfico e enviá-los ao modem.
Outra função do microcontrolador é realizar o controle dos acionamentos
dos LED’s da ponta de prova do oxímetro, ligar e desligar a bomba pneumática
e a eletroválvula do módulo de pressão arterial.
Os módulos de aquisição são circuitos condicionadores, convertem a
pressão arterial e a taxa de oxigênio do sangue em tensão elétrica, esses
sinais são conectados nos conversores AD internos ao microcontrolador, no
qual convertem a tensão elétrica em um valor digital, com uma resolução de
10bits (0 a 1023).
Com o sinal digitalizado o microcontrolador realiza o processamento das
informações e as envia para o módulo de processamento gráfico e também
para o modem GSM.
O
módulo
de
processamento
gráfico
possui
um
segundo
microcontrolador que é responsável pelo controle das mensagens e de plotar o
gráfico referente à saída do módulo de oximetria. A comunicação entre o
microcontrolador do módulo principal e o microcontrolador do display gráfico é
realizado pela comunicação serial.
Como o microcontrolador do módulo principal envia os dados, utilizando
a comunicação serial RS232, tanto ao módulo de processamento gráfico e
também ao modem houve a necessidade de demultiplexar2 os pinos referentes
a comunicação serial, pois com o padrão RS232 somente é possível ligar dois
dispositivos.
A Figura 44 ilustra o diagrama em blocos do circuito que transmite os
dados do módulo principal ao módulo de processamento gráfico e ao modem.
2
Entende-se por circuito demultiplex como sendo um bloco que efetua a função inversa
ao multiplex, ou seja, a de enviar informações contidas em um canal a vários canais de saída.
83
Transmissão
Módulo Serial
Modem
Demultiplex Principal Canais de
Seleção
Módulo
Gráfico Figura 44. Diagrama em Blocos Comunicação Serial
O diagrama eletrônico referente à Figura 44 pode ser verificado no
apêndice A2.
Para que as informações do módulo principal cheguem ao modem ou ao
módulo gráfico há a necessidade de selecionar o destino por meio dos canais
de seleção.
As mudanças de telas e envio dos dados processados é realizada pelo
módulo principal, por exemplo, quando o usuário aciona um botão para utilizar
a função de oximetria o módulo principal envia um solicitação ao módulo
gráfico para que altere a tela, o mesmo ocorre quando há a necessidade e
enviar os dados ao modem.
3.6 Módulo de Processamento Gráfico
O módulo de processamento gráfico consiste de um microcontrolador
PIC modelo 16F877A e um display gráfico LCD modelo YB12864ZB de 128 x
64 pontos, o qual é controlado por um controlador ST7920 do fabricante
Sitronix.
A Figura 45 ilustra o diagrama de blocos do controlador ST7920 e o
display gráfico de 128 x 64 pontos.
84
Figura 45. Diagrama de Blocos do Conjunto Controlador e Display.
(datasheet Sitronix)
O controlador ST7920 é um driver para que o display gráfico possa exibir
caracteres alfanuméricos e visualização gráfica, todo conjunto mostrado na
Figura 45 é montado em uma única peça.
O microcontrolador PIC 16F877A é responsável para enviar os
caracteres e dados ao controlador ST7920 para serem mostrados no display. A
comunicação entre ambos é realizada por barramento de 8 bits (DB0 a DB7)
(Santos, 2009).
85
4. RESULTADOS
O protótipo foi confeccionado conforme a proposta do item 3.1
arquitetura do sistema. Ele é constituído pelos módulos de aquisição de sinais,
oximetria e pressão arterial, módulo principal, módulo de processamento
gráfico e modem GSM. A Figura 46 mostra a montagem eletrônica do protótipo.
Fonte Tensão
DC
Controlador
Principal
Ponte H
Controlador
LCD Gráfico
Recepção
oximetria
Figura 46. Montagem Eletrônica do Protótipo
Os resultados alcançados foram realizados em laboratório. Utilizou-se
para medição dos sinais um osciloscópio digital de 60 MHz do fabricante
Agilent Technologies. A Figura 47 demonstra a avaliação dos resultados
alcançados no laboratório.
Osciloscópio
Digital
Display
Protótipo medidor de
sinais biomédicos
gráfico
Modem
GSM
Ponta de prova
Oximetria.
Figura 47. Avaliação dos Resultados
86
Os sinais medidos foram armazenados na memória do osciloscópio e
posteriormente foram transferidos para o software do próprio fabricante.
Como o protótipo é composto de diversos módulos, foi necessária uma
avaliação dos resultados obtidos de cada módulo e por fim uma avaliação
global.
4.1 Avaliação do Módulo de Pressão Arterial
Foi possível comprovar em laboratório as medições da pressão do
punho CP e as oscilações da pressão. A Figura 48 mostra a medição dos
sinais desejados sendo realizada por um osciloscópio digital.
Pressão Sistólica Pressão Diastólica Oscilações
Figura 48. Sinal CP da Tensão de Saída do Sensor de Pressão e Sinal das Oscilações da
Saída do Amplificador.
O sinal na cor verde é o sinal CP da tensão de saída do sensor e, é
determinado, quando o sistema pneumático está em despressurização. O sinal
na cor amarela corresponde às oscilações da saída do amplificador.
O sinal da pressão do punho CP e as oscilações são ligados em dois
canais de conversão A/D (analógica para digital) do microcontrolador, no qual é
realizada a conversão do domínio analógico para o domínio digital, para
realizar o processamento dos sinais.
O microcontrolador realiza o processamento dos sinais e o controle dos
dispositivos periféricos (eletroválvula, bomba e o LCD) e o envio dos resultados
para um computador pessoal ou para um telefone celular utilizando um modem
GSM.
87
Para validar a proposta do presente trabalho, antes mesmo de sua
conclusão, foi desenvolvido um protótipo apenas com o módulo de pressão
arterial.
Para estabelecer a comunicação entre o medidor de pressão arterial e o
computador foi desenvolvida uma interface gráfica, utilizando o software C++
Builder, conforme ilustrado na Figura 49 (a) (o código de processamento é
apresentado no apêndice C1). E para estabelecer a comunicação com o
telefone celular, foi necessário conectar um modem na conexão serial RS-232,
para enviar os dados por meio de mensagem de texto SMS, conforme ilustrado
na Figura 49 (b) (Serigioli et al , 2010).
Figura 49. Intefaces de comunicação
(a) Interface desenvolvida no software C++ Builder
(b) Interface com telefone celular
Os resultados obtidos permitiram testar a comunicação com um aparelho
de telefone celular. (Serigioli, et al, 2010)
Esta avaliação foi fundamental para a continuidade do trabalho, pois
com ela tivemos subsídios para validar o projeto (ver apêncice B).
4.2 Avaliação do Módulo de Oximetria
O módulo de oximetria é composto por dois circuitos, um deles para
controlar a emissão da luzes dos LED’s e o outro para receber e condicionar os
sinais.
88
4.2.1 Avaliação do circuito de acionamento e controle da
luminosidade dos LED’s
Conforme mencionado no item 3.3.1, o circuito de acionamento e
controle da luminosidade dos LED’s é formado por quatro transistores,
configurados como uma ponte H, a qual tem a função de comutar entre o LED
vermelho e o infravermelho a uma frequência de 500HZ. O microcontrolador
principal é o que controla o momento correto do funcionamento dos LED’s bem
como a frequência de comutação.
A Figura 50 ilustra os resultados obtidos, na qual é possível visualizar a
comutação dos sinais.
Figura 50. Medição dos sinais de controle dos LED's
O sinal na cor amarela representa o sinal aplicado ao LED vermelho e o
sinal na cor verde o sinal do LED infravermelho. Os LEDs são controlados pelo
microcontrolador que os acionam a uma frequência de 500Hz, porém como
pode ser verificado na Figura 50, primeiro o LED vermelho é ligado e desligado
e posteriormente o LED infravermelho, isso é necessário para que o circuito
receptor consiga identificar os sinais separados, pois o circuito receptor é
constituído de apenas um fotodiodo.
Os resultados obtidos foram satisfatórios, pois os sinais apresentam a
frequência e a defasagem conforme esperado.
89
4.2.2 Avaliação do circuito de recepção
O sinal a ser obtido com o protótipo do oxímetro deve ser similar ao sinal
ilustrado na Figura 51 que corresponde ao resultado publicado pela Texas
Instrument utilizando um processador digital de sinal (DSP)
Figura 51. Resultados de um Oxímetro de Pulso implementado por um DSP
TMS320VC5505 (Medical Development Kit). Fonte: Texas Instrument . Application Report.
Para avaliar os sinais obtidos no circuito de recepção foram necessárias
três medições, sendo a primeira com LED infravermelho habilitado, depois com
o LED vermelho habilitado e por fim ambos habilitados.
A Figura 52 mostra o sinal medido com o LED infravermelho em
funcionamento. Pode-se observar que o sinal possui uma amplitude de
aproximadamente 2Vpp e uma frequência de 1Hz.
90
Figura 52. LED infravermelho em funcionamento.
A Figura 53 mostra os resultados obtidos com o LED vermelho em
funcionamento, o sinal possui uma tensão de aproximadamente 1,5Vpp e com
uma frequência de aproximadamente 1Hz.
Figura 53. LED vermelho em funcionamento.
E por fim, o sinal apresentado na Figura 54 é o sinal com ambos LED’s
ligados. Pode-se observar que o sinal corresponde com os resultados
esperados.
91
Figura 54. LED infravermelho e vermelho em funcionamento.
4.3 Avaliação do display gráfico
O display gráfico foi utilizado para realizar a interface entre o homem e a
máquina (IHM). Com a utilização do display gráfico é possível a seleção entre
os módulos de oximetria e o de pressão arterial como também a visualização
dos resultados de uma forma gráfica e numérica, o que dá mais ferramentas
para os profissionais da saúde de um diagnóstico mais eficaz.
A Figura 55 mostra os resultados do display gráfico. Pode-se verificar
que o sinal obtido pelo display gráfico é semelhante com o do osciloscópio
digital.
a
b
Figura 55. Display Gráfico.
(a) resultado gráfico do oxímetro, (b) resultado numérico do oxímetro (SaO2).
Os resultados encontrados no módulo de oximetria apresentaram
resultados satisfatórios. É possível verificar na Figura 56 (a) que o gráfico
apresentado como resultado final está de acordo com o esperado, pois
92
reproduz a forma de onda encontrada pelo osciloscópio, conforme mencionado
anteriormente no item 4.2.2, e também se assemelha com os resultados
apresentados na literatura.
A Figura 55 (b) apresenta o resultado numérico do oxímetro, ou seja, a
taxa de saturação de oxigênio, que nos ensaios variou de 88% a 92%. Esse
valor está abaixo do esperado, pois de acordo com a literatura, em um adulto
normal saudável a taxa varia de 94% a 100%.
A taxa de saturação de oxigênio pode estar abaixo do esperado, por
diversos motivos, tais como: ruído eletromagnético e de rádio frequência e,
principalmente pelo erro na calibração do oxímetro pela não utilização de um
CO-oxímetro, mencionado anteriormente no item 3.3.3.
O código de processamento do oxímetro é apresentado no apêndice C2
4.4 Avaliação do Modem GSM
Para verificar a funcionalidade do modem GSM, optou-se inicialmente
pela utilização de um software, conhecido como Microsoft
HyperTerminal
versão 5.1. O HyperTerminal é um programa utilizado para fazer conexão a
outros computadores usando um modem, utilizando para isso a comunicação
serial.
O modem foi conectado na saída serial RS 232 do computador e os
comandos AT foram digitados no programa. A Figura 56 mostra os comandos
AT no HyperTerminal.
93
Figura 56. Teste de comunicação modem
Pode-se observar na figura os comandos para enviar uma mensagem
SMS, conforme descrito no item 3.4, e que a mensagem foi enviada com
sucesso, pois o modem enviou uma mensagem de referência (+CMGS:181) e
uma resposta de OK.
E para verificar se a comunicação entre o modem GSM e o protótipo
está funcionando, conectou-se o modem a saída serial do protótipo, após a
medição da pressão arterial e da taxa de saturação de oxigênio arterial (SaO2)
pelo microcontrolador. Os dados foram enviados ao telefone celular por meio
de uma mensagem de texto (SMS). A Figura 57 mostra os resultados
encontrados
94
Figu
ura 57. Rece
epção dos sinais pelo tele
efone celularr
(a) Telefo
one celular tradicional
t
(b) Smart phone
Pode-se
e verificar que
q a men
nsagem rec
cebida pelo
o telefone celular contém
os dados
d
doss sinais bio
omédicos tratados. A taxa de
e saturaçã
ão de oxig
gênio
arterrial (SaO2) é igual a 92%, a pressão diastólica é igual a 85mmHg
g e a
é possíve
presssão sistólica é igu
ual a 129
9mmHg. Também
T
el visualizar o
reme
etente, datta e hora que
q a menssagem foi enviada.
e
Os resu
ultados obttidos com o modem GSM fora
am satisfattórios uma
a vez
que a mensagem foi envviada corre
etamente ao
a seu desttino.
95
5. CONCLUSÕES
Neste trabalho foi realizado um estudo sobre como a computação móvel
aplicada a saúde (m-Health) pode contribuir na melhora da qualidade de vida
de pacientes, principalmente aqueles que residem em locais de acesso
precário ao sistema de saúde tradicional. Para essa finalidade, é analisada a
possibilidade de utilizar o aparelho celular para disponibilizar os dados dos
sinais biomédicos tais como oxímetro, e medidor de pressão arterial, entre
outros, uma vez que os aparelhos celulares atualmente possuem uma grande
capacidade de processamento.
Com a finalidade de verificar a viabilidade técnica desta tecnologia, foi
proposto o desenvolvimento de um protótipo acadêmico de um oxímetro.
Como estratégia de desenvolvimento foi proposto primeiramente fazer o
desenvolvimento considerando sinais de pressão arterial, com a expectativa de
dispor de dados de forma mais rápida em relação aos do oxímetro. Após essa
etapa, o desenvolvimento do oxímetro foi considerado.
De acordo com a proposta inicial do trabalho, foi feito o desenvolvimento
de um protótipo acadêmico capaz de adquirir sinais biomédicos, como taxa de
oxigênio no sangue e pressão arterial e enviá-los a um dispositivo móvel. Os
resultados obtidos, tanto por simulação quanto em laboratório (resultados
experimentais) comprovam que os objetivos foram alcançados.
Os resultados obtidos experimentalmente do protótipo acadêmico
mostram que é possível desenvolver aplicações ligadas a área da saúde,
partindo da aquisição de dados, até o processamento dos mesmos, bem como
o envio da informação processada remotamente para um aparelho celular.
A ênfase do trabalho foi colocada especialmente no desenvolvimento de
protótipos para o tratamento de sinais biomédicos, especificamente pressão
arterial e sinais de oximetria, sem necessariamente focar a precisão e exatidão
dos resultados obtidos. Considera-se que esses aspectos, sendo de
fundamental importância fogem do alcance deste trabalho e devem ser
considerados no desenvolvimento de protótipos industriais.
96
De acordo com o estudo realizado na literatura técnica, pode-se afirmar
que a saúde móvel já é uma realidade e vem sendo utilizada em várias
aplicações no mundo, pois possibilita a ligação direta entre os profissionais da
saúde e os pacientes, permitindo a economia em tempo e acesso eficiente à
informação sobre uma determinada doença.
Alguns trabalhos futuros podem ser sugeridos.
Verificou-se neste trabalho que os resultados encontrados foram
afetados por ruído presente no sistema. Como melhoria do projeto pode-se
indicar a utilização de filtros digitais, e para sua implementação é necessário a
utilização de um microprocessador digital de sinal (DSP).
Seria de grande valia a adição de outros módulos de aquisição de sinais
biomédicos como: eletrocardiograma (ECG), estetoscópio digital, temperatura
cutânea entre outros.
Outro trabalho sugerido é a utilização dos recursos de processamento
do próprio telefone celular para realizar o processamento dos sinais
biomédicos. Atualmente constata-se um trabalho intenso em um contexto
mundial para desenvolver aplicativos em plataformas de celulares onde os
dados provenientes dos módulos de processamento como o apresentado neste
trabalho possam ser processados adicionalmente e disponibilizados no próprio
celular.
97
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100
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Instrumentation: application and design”. John Wiley & Sons, INC.1998.
101
APÊNDICE A: Diagramas Eletrônicos
A.1-Módulo Principal
102
A.2- Módulo de Processamento Gráfico
103
A.3- Módulo de Aquisição Oxímetro:
R10
10MΩ
13
810pF
4
R1
C1
U3
750kΩ
2uF
U2
2
6
C2
15
C3
1
2.2uF
3
14
C7
33pF
C4
U1A
8
2
3
R3
3
1
2.2uF
10kΩ
2
7
R13
47kΩ
1
AD549JH
5
R2
1.5MΩ
6
0
0
10kΩ
19
U4A
R5
220nF
8
C6
1uF
0
LF353D
8
23
R19
U6A
1
R16
0100kΩ
9
2
25
7
X1
10kΩ
4
U5A
11
R18
1
123
8
10kΩ
LF353D
16
4
LF353P
R20
10
10kΩ
3
R15
1MΩ
4
R8
2
1
47kΩ
8
R12 22kΩ
22kΩ
R9
C8
3
6
0
20
2
18
7
10kΩ
4
R11
10kΩ
R7 12kΩ
22kΩ
U1B
5
C5
1uF
R6
0 10kΩ
8
5
LF353P
4
0
R14
R4
4
LF353D
22
V1
5V
R17
100kΩ
50%
Key=A
220kΩ
R21
17
0
V2
5V
0V
Saída
104
A.4- Módulo de Aquisição Pressão Arterial
VCC
5V
R9
300Ω
VCC
R10
280Ω
7
R11
300Ω
R12
300Ω
R5
1kΩ
150kΩ
C1
33uF
5V
3
R4
VCC
5V
U1
6
4
8
7
6
1
R7
470Ω
U2B
C2
5
11
2
4
5
TLV2764IN
INA118P
220uF
Sensor de Pressão
C3
220uF
VCC
VCC
M
3.3V
RE0
R1
1kΩ
3.3V
Bomba pneumatica
Q1
BC337
Eletrovalvula
RE1
R2
1kΩ
Q2
BC337
105
APÊNDICE B: Artigo – EMBS 2010
Neste apêndice segue o artigo apresentado na 32nd Annual International
Conference of the IEEE EMBS 2010.
106
107
108
109
APÊNDICE C: Código fonte dos softwares utilizados
C.1-Interface Gráfica Desenvolvida no software C++ Builder.
Utilizou para realizar a comunicação serial entre o microcontrolador e o computador
as bibliotecas desenvolvidas pelo autor Antônio Rogério Messias, conforme referências
abaixo.
//RComAccess v1.0 - comunicação Porta Serial.
//Compilar com: C++Builder.
//Copyright(c) 1999-2004 ROGERCOM.
//Autor: Antonio Rogério Messias
//[email protected]
//www.rogercom.com
//Todos os direitos reservados
//-----------------------------------------------------------------------------#include <vcl.h>
#include <vcl\registry.hpp> //Para TRegistry.
#include <inifiles.hpp>
#pragma hdrstop
#include "UnitSerial.h"
#include "Dialogo.h"
//-----------------------------------------------------------------------------#pragma package(smart_init)
#pragma resource "*.dfm"
#define LEN_BUFFER 100 //Tamanho do Buffer.
#define BIT0 1
#define BIT1 2
#define BIT2 4
#define BIT3 8
#define BIT4 16
#define BIT5 32
#define BIT6 64
#define BIT7 128
//-----------------------------------------------------------------------------//Variáveis e objetos Globais
//-----------------------------------------------------------------------------TForm1 *Form1;
TMultLinha *MultLinha;
//Variáveis da API
HANDLE hCom;
DCB dcb;
COMMTIMEOUTS CommTimeouts;
//--------------------------String StrComandos;
//Armazena a string de comando lida da Serial.
char BufferRecebe[LEN_BUFFER]; //Buffer temporário para trabalhar direto com ReadFile().
//-----------------------------------------------------------------------------//Declaração das funções
bool LeDados(char* EntradaDados, unsigned int TamBuffer,unsigned long& TotalLidos);
bool EscreveDados(char* outputData,const unsigned int sizeBuffer,unsigned long& length);
bool AbrirPorta(char *NomePorta);
bool ConfiguraControle(void);
bool ConfiguraTimeOuts(void);
bool GLB_Conectado = false; //Indica se a porta já está aberta.
//-----------------------------------------------------------------------------__fastcall TForm1::TForm1(TComponent* Owner): TForm(Owner)
{
dcb.BaudRate = CBR_9600;
//bps (Velocidade).
dcb.ByteSize = 8;
//8 Bits de dados.
dcb.Parity = NOPARITY;
//Sem paridade.
dcb.StopBits = ONESTOPBIT; //1 stop bit.
}
//-----------------------------------------------------------------------------__fastcall TMultLinha::TMultLinha(bool CreateSuspended) : TThread(CreateSuspended)
{
}
110
//-----------------------------------------------------------------------------//Abre a Porta Serial COMx
bool AbrirPorta(char *NomePorta)
{
hCom = CreateFile(
"COM1",
GENERIC_READ | GENERIC_WRITE,
0, // dispositivos comm abertos com acesso exclusivo
NULL, // sem atributos de segurança
OPEN_EXISTING, // deve usar OPEN_EXISTING
0, //Entrada e saída sem ovelap.
NULL // hTemplate deve ser NULL para comm
);
if(hCom == INVALID_HANDLE_VALUE)
{
return false;
}
return true;
}
//-----------------------------------------------------------------------------//CONFIGURA PORTA SERIAL.
bool ConfiguraControle(void)
{
if(!GetCommState(hCom, &dcb))
{
return false;
}
dcb.BaudRate = CBR_9600;
dcb.ByteSize = 8;
dcb.Parity = NOPARITY;
dcb.StopBits = ONESTOPBIT;
if( SetCommState(hCom, &dcb) == 0 )
{
return false;
}
return true;
}
//-----------------------------------------------------------------------------//DEFINE TIMEOUTs
bool ConfiguraTimeOuts(void)
{
if( GetCommTimeouts(hCom, &CommTimeouts) == 0 )
{
return false;
}
CommTimeouts.ReadIntervalTimeout = 2;
CommTimeouts.ReadTotalTimeoutMultiplier = 0;
CommTimeouts.ReadTotalTimeoutConstant = 2;
CommTimeouts.WriteTotalTimeoutMultiplier = 5;
CommTimeouts.WriteTotalTimeoutConstant = 5;
if( SetCommTimeouts(hCom, &CommTimeouts) == 0 )
{
return false;
}
return true;
}
//-----------------------------------------------------------------------------void __fastcall TForm1::FormCreate(TObject *Sender)
{
memset( BufferRecebe, 0, LEN_BUFFER); //Limpa o buffer.
MultLinha = new TMultLinha(true); //Aloca memória para o objeto.
MultLinha->Priority = tpHigher; //Define a prioridade.
}
//-----------------------------------------------------------------------------void __fastcall TForm1::FormCloseQuery(TObject *Sender, bool &CanClose)
{
MultLinha->Terminate();
111
MultLinha = NULL;
delete MultLinha;
if( GLB_Conectado )
CloseHandle(hCom);
}
//-----------------------------------------------------------------------------bool EscreveDados(char* outputData,const unsigned int sizeBuffer,unsigned long& length)
{
if(WriteFile(hCom, outputData, sizeBuffer, &length,NULL) == 0)
{
return false;
}
return true;
}
//-----------------------------------------------------------------------------void __fastcall TForm1::FormShow(TObject *Sender)
{ char *teste;
bool Sucesso;
if(AbrirPorta(teste) == true)
{
GLB_Conectado = true;
Sucesso = ConfiguraControle();
Sucesso = ConfiguraTimeOuts();
if(Sucesso == false)
{
GLB_Conectado = false;
CloseHandle(hCom);
FormAviso->ShowModal();
}else{
MultLinha->Resume(); //Inicia processo.
}
}else{
GLB_Conectado = false;
FormAviso->ShowModal();
}
}
//-----------------------------------------------------------------------------//-----------------------------------------------------------------------------void __fastcall TForm1::SpeedSairClick(TObject *Sender)
{
GLB_Conectado = false;
CloseHandle(hCom);
Close();
}
//-----------------------------------------------------------------------------//Mostra string de forma sincronizada.
void __fastcall TMultLinha::MostraString(void)
{
Form1->LabelStrRecebida->Caption = StrComandos;
}
//-----------------------------------------------------------------------------//FUNÇÃO PRINCIPAL
//-----------------------------------------------------------------------------void __fastcall TMultLinha::Execute()
{
unsigned int cont=0;
DWORD BytesEscritos; //Para armazenar a quantidade de dados escritos.
DWORD BytesLidos; //Para armazenar a quantidade de dados lidos.
String pressao, apagar;
FreeOnTerminate = true; //O objeto é destruído automaticamente quando a Thead terminar.
while(!Terminated) //loop infinito. Vida do programa.
{
if(GLB_Conectado == true) //Se está conectado.
{
if(ReadFile( hCom, BufferRecebe, LEN_BUFFER, &BytesLidos, NULL) != 0 )
112
{
cont = 0;
if(BytesLidos > 0) //Se algum caracter foi lido.
{
BufferRecebe[BytesLidos] = '\0'; //Finaliza string.
StrComandos += BufferRecebe; //Vai guardando o que recebeu na variável StrComandos.
Form1->Label4->Caption = StrComandos;
pressao = (StrComandos.SubString(1,4));
Form1->Label6->Caption = pressao;
Synchronize(MostraString); //Mostra string de forma sincronizada.
while(cont < BytesLidos)
{
/////////////////////Verifica se é o final da string. Quaisquer um dos caracteres '\n' ou '\0' finaliza a string.
if( (BufferRecebe[cont] == '\n') || (BufferRecebe[cont] == '\0') ) //Finalizador de string.
{
Synchronize(MostraString); //Mostra string de forma sincronizada.
pressao = (StrComandos.SubString(1,4));
Form1->Label4->Caption = StrComandos.SubString(1,4);
}
/////////////////////////////////fim do programa////////////////////////////////
StrComandos = "\0";
// qdo desabilitado nao atualiza
BufferRecebe[cont] = '\0';
cont++;
}
}
}
}
else
{
Sleep(10); //Necessário para não travar processo.
}
}
}
113
C.2- Código Fonte do Microcontrolador PIC
O código fonte apresentado foi desenvolvido no software MPLAB IDE V 8.36 com o
compilador C18.
C2.2 Código de Processamento do Módulo Principal (Oxímetro e Pressão
Arterial)
#include <P18f4550.h>
#include <delays.h>
#include <adc.h>
#include <timers.h>
#include <usart.h>
#include <stdio.h>
#include <math.h>
#pragma config OSC
= XT // (4 MHz crystal)
#pragma config FCMEN = OFF
#pragma config IESO = OFF
#pragma config PWRT = ON
#pragma config BORV = 1
// volts do bor é 4,33V
#pragma config WDT
= OFF
#pragma config WDTPS = 32768
#pragma config MCLRE = ON
#pragma config LPT1OSC = OFF
#pragma config PBADEN = OFF // rb0,1,2,3,4 como digital
#pragma config STVREN = ON
#pragma config LVP
= OFF
#pragma config XINST = OFF
// Extended Instruction Set
#pragma config CP0
= OFF
#pragma config CP1
= OFF
#pragma config CPB
= OFF
#pragma config WRT0 = OFF
#pragma config WRT1 = OFF
#pragma config WRTB = OFF
// Boot Block Write Protection
#pragma config WRTC = OFF
#pragma config EBTR0 = OFF
#pragma config EBTR1 = OFF
#pragma config EBTRB = OFF
// variáveis
unsigned int inicia_oxi=0, inicia_pressao=0;
// oximetro
unsigned int contador=0, leitura=0, clock=0;
unsigned int sao2_usart;
unsigned int media_vm=0, acum=0, vermelho=0, acumulado_vm=0, ciclo=0;
unsigned int media_infra=0, acum_ir=0,infra=0,acumulado_ir=0;
float sao2=0, fator_r=0, total_vm=0, total_ir=0;
unsigned int sensor_oxi=0;
unsigned int unidade=0, dezena=0, centena=0, milhar=0, aux=0, aux2=0;
// pressao
unsigned int pressao=0, pressao_filtro=0, oscilacao=0, maxima=0, minima=0, auxiliar=0;
char flag_p=0, flag_p2=0, flag_p3=0,flag_p4=0,flag_p5=0, flag_p6=0, amostragem=0, quant_int=0;
char flag=0, flag2=0, fs1=0;
unsigned long pressao_usart=0;
unsigned int limiar=400, filtro=0, filtro2=0;
#define b0
PORTBbits.RB6
114
#define b1
#define b2
#define b3
PORTBbits.RB7
PORTEbits.RE2
PORTAbits.RA4
#define red PORTCbits.RC0
#define pwm1 PORTCbits.RC1
#define pwm2 PORTCbits.RC2
#define ir PORTCbits.RC3
#define controle_serial
PORTCbits.RC5
#define valvula PORTEbits.RE1
#define bomba PORTEbits.RE0
#define lcd1 PORTD
#define rs PORTBbits.RB2
#define en PORTBbits.RB5
#define rw PORTBbits.RB4
void escreve(char);
void imprime_string_lcd(const rom char *s_caracteres)
{
while (*s_caracteres!=0)
{
escreve(*s_caracteres);
s_caracteres++;
}
}
// *************** interrupção *********************************************
void ISR_alta_prioridade(void);
void ISR_baixa_prioridade(void);
#pragma code int_alta=0x08 // vetor de alta prioridade
void int_alta(void)
{
_asm GOTO ISR_alta_prioridade
_endasm
}
#pragma code
#pragma code int_baixa=0x18 //vetor de baixa prioridade
void int_baixa(void)
{
_asm GOTO ISR_alta_prioridade
_endasm
}
#pragma code
// INTERRUPÇÃO TMR0
#pragma interrupt ISR_alta_prioridade
void ISR_alta_prioridade(void)
{
TMR0H=255;
TMR0L=10;
// (255-10=245 micro segundos)
INTCONbits.TMR0IF=0;
clock++;
}
// ************************************************************************
void converte(int grandeza)
{
milhar=0, centena=0, dezena=0, unidade=0;
unidade= grandeza%10;
115
aux=grandeza/10;
aux2=aux/10;
dezena=aux%10;
centena=aux2%10;
milhar=aux2/10;
milhar= milhar+48;
centena= centena+48;
dezena = dezena+48;
unidade= unidade+48;
}
// ******************* Funções do LCD *****************************************
void inicia_lcd(void)
{
Delay1KTCYx(15);
rs=0;
lcd1=0x30;
pulso();
Delay1KTCYx(3);
lcd1=0x30;
pulso();
lcd1=0x30;
lcd1=0x38; // COMUNICAÇÃO DE 8 BITS , LCD2 LINHAS MATRIZ 8X5
pulso();
lcd1=0x01;
pulso();
Delay1KTCYx(1);
lcd1=0x0C;
pulso();
lcd1=0x06;
pulso();
Delay1KTCYx(1);
}
void espaco(void)
{
rs=0;
en=1;
lcd1=0x14;
Delay10TCYx(1);
en=0;
Delay10TCYx(4);
rs=1;
}
void limpa(void)
{
rs=0;
lcd1=0x01;
pulso();
Delay1KTCYx(1);
}
void posicao(char endereco)
{
rs=0;
lcd1=endereco;
pulso();
116
Delay1KTCYx(1);
}
void escreve(char symbol)
{
rs=1;
lcd1=symbol;
pulso();
Delay1KTCYx(1);
}
void pulso(void)
{
Delay1TCY();
en=1;
Delay10TCYx(1);
en=0;
Delay1KTCYx(1);
}
// ****************************************************************************
unsigned int filtro_canal()
{
unsigned int cont_filtro;
unsigned long valor_canal=0;
for(cont_filtro=0; cont_filtro<32; cont_filtro++)
{
ConvertADC();
// inicia a conversão
while(BusyADC());
// aguarda o fim da conversão
valor_canal+=ReadADC(); // armazena o resultado da conversão
}
return (valor_canal>>5); // valor do canal/32
}
// ********************* Módulo de Oximetria **********************************
void oximetro(void)
{
// ********* liga vermelho **************************
if ((clock>=0)&& (clock<1)&&(inicia_oxi))
{
pwm1=1;
red=0;
flag=0;
// leitura entrada analógico do oximetro
ConvertADC();
while(BusyADC());
sensor_oxi=ReadADC();
if (sensor_oxi >vermelho)
vermelho=sensor_oxi;
}
// armazena pico vermelho
// *********** desliga vermelho por 1ms ************************
if ((clock==2)&&(flag==0))
{
pwm1=0;
red=1;
flag=1; // somente uma varredura
}
// ************* liga infravermelho ****************************
if ((clock>=4)&& (clock<5)&&(inicia_oxi))
{
117
pwm2=1;
ir=0;
flag2=0;
// leitura entrada analógico do oximetro
ConvertADC();
while(BusyADC());
sensor_oxi=ReadADC();
if (sensor_oxi >infra)
infra=sensor_oxi;
// armazena pico infra
}
// ************** desliga infravermelho ********************
if ((clock==6)&&(flag2==0))
{
pwm2=0;
ir=1;
flag2=1; // somente uma varredura
}
if(clock>7)
{
clock=0;
ciclo++;
flag=0;
flag2=0;
}
if (ciclo==700)
// período=1,5ms x700 =1seg
{
ciclo=0;
leitura++;
acumulado_vm+=vermelho;
acumulado_ir+=infra;
}
if(leitura==20)
// atualização do display a cada 30 seg
{
media_vm=acumulado_vm/leitura; // somatório dos picos do sinal vermelho
media_infra=acumulado_ir/leitura;
leitura=0;
acumulado_vm=0;
acumulado_ir=0;
fator_r = log10(media_vm) /log10(media_infra); // calculo pelas médias
vermelho=0;
infra=0;
media_vm=0;
media_infra=0;
// calculo oximetria beer lambert
//sao2= (319.6-1204*fator_r)/((-2906.96)-(601.76)*fator_r);
teste=fator_r*100;
// calculo empírico
fator_r= fabs (fator_r);
sao2= -40*fator_r+130;
if (sao2<100) {
if(sao2<80)
{
sao2=sao2+10;
}
sao2_usart=sao2;
putcUSART (sao2);
while (BusyUSART());
118
}
// ***************************************************************************
// *********************** Módulo de Pressão Arterial **********************
void pressao_arterial(void)
{
char T1_linha1[7]= "Pressao";
char T2_linha1[3]="SYS";
char T2_linha2[3]="DIA";
char T2_linha1a[4]="mmHg";
char T3_linha1[4]="ERRO";
char x=0;
// Tela LCD Inicial
limpa();
posicao(0x80);
Delay1KTCYx(10);
for (x=0; x<7; x++)
escreve(T1_linha1[x]);
posicao(0x8C);
Delay1KTCYx(10);
for (x=0; x<4; x++)
escreve(T2_linha1a[x]);
// leitura da pressão
if(flag_p5)
{
SetChanADC(ADC_CH0);
Delay10TCYx(5);
ConvertADC();
while(BusyADC());
pressao=ReadADC();
pressao_filtro=filtro_canal();
converte(pressao);
posicao(0x88);
Delay1KTCYx(10);
escreve(centena);
Delay1KTCYx(10);
escreve(dezena);
Delay1KTCYx(10);
escreve(unidade);
Delay1KTCYx(10);
// leitura da osilações
SetChanADC(ADC_CH2);
Delay10TCYx(5);
//
ConvertADC();
while(BusyADC());
oscilacao=ReadADC();
converte(oscilacao);
}
// Leitura da pressão alta
if((oscilacao>limiar)&&(flag_p2==0)&&(flag_p))
{
filtro++;
if(filtro==2)
{
maxima=pressao_filtro;
119
flag_p2=1;
}
}
// Leitura pressão baixa
if((flag_p2)&&(flag_p3==0))
{
if(oscilacao>310)
auxiliar=oscilacao; // armazenar os picos das oscilações
if(auxiliar<(limiar-50))
{
filtro2++;
if (filtro2==20)
{
auxiliar=0;
minima=pressao_filtro;
flag_p3=1;
}
}
}
// Atualização do display após a medição
if((flag_p3)&&(flag_p4==0))
{
filtro=0;
filtro2=0;
inicia_pressao=0;
flag_p=0,
flag_p2=0,
flag_p3=0,
flag_p4=1;
flag_p5=0;
valvula=0;
limpa();
Delay1KTCYx(10);
posicao(0x80);
Delay1KTCYx(10);
for (x=0; x<3; x++)
escreve(T2_linha1[x]);
posicao(0x88);
Delay1KTCYx(10);
for (x=0; x<4; x++)
escreve(T2_linha1a[x]);
posicao(0xc0);
Delay1KTCYx(10);
for (x=0; x<3; x++)
escreve(T2_linha2[x]);
posicao(0xc8);
Delay1KTCYx(10);
for (x=0; x<4; x++)
escreve(T2_linha1a[x]);
converte(maxima);
posicao(0x84);
Delay1KTCYx(10);
escreve(centena);
Delay1KTCYx(10);
escreve(dezena);
Delay1KTCYx(10);
escreve(unidade);
120
Delay1KTCYx(10);
converte(minima);
posicao(0xC4);
Delay1KTCYx(10);
escreve(centena);
Delay1KTCYx(10);
escreve(dezena);
Delay1KTCYx(10);
escreve(unidade);
Delay1KTCYx(10);
}
// infla sistema até 170mmHg
if(pressao>=170)
{
bomba=0;
Delay1KTCYx(100);
flag_p=1;
}
// mensagem de erro
if((flag_p)&&(pressao_filtro<40))
{
flag_p=0;
flag_p5=0;
limpa();
Delay1KTCYx(10);
posicao(0x88);
Delay1KTCYx(10);
for (x=0; x<4; x++)
escreve(T3_linha1[x]);
}}
// ************************** Principal ************************************
void main()
{
char x=0;
char envia_dados[]="AT" ;
char cm_ini[]="AT";
char cm_texto[]="AT+CMGF=1";
char cm_sms[]="AT+CMGS=81199644,145";
TRISA = 0b00010111;
TRISB = 0b11000000;
TRISC = 0b00000000;
TRISD = 0b00000000;
TRISE = 0b00000100;
OpenADC(ADC_FOSC_16 & ADC_12_TAD, ADC_CH1 &ADC_INT_OFF& DC_VREFPLUS_VDD&
ADC_VREFMINUS_VSS,ADC_3ANA);// analógicos AN0, AN1 e AN2
OpenUSART(USART_TX_INT_OFF & USART_RX_INT_OFF & USART_ASYNCH_MODE
& USART_EIGHT_BIT & USART_CONT_RX & USART_BRGH_HIGH , 25 ); // 9600bps
stdout=_H_USART;
// configura o USART como destino de saída
OpenTimer0(TIMER_INT_ON & T0_16BIT &T0_SOURCE_INT &T0_PS_1_1);
PORTB=0X00, PORTC=0X00, PORTD=0X00, PORTE=0X00;
rw=0 , red=1 , ir=1 , pwm1=0, pwm2=0, fs1=0;
121
// INTERRUPÇÃO
RCONbits.IPEN=1;
// habilita prioridade
INTCON2bits.TMR0IP=1; // INTERRUPÇÃO TMR0 =ALTA,
INTCONbits.TMR0IF=0; // LIMPA FLAG TMRO
INTCONbits.GIEH=0;
// habilita int de alta prioridade
INTCONbits.GIEL=0;
// habilita de baixa
TMR0H=255;
TMR0L=10;
inicia_lcd();
Delay1KTCYx(15);
// Tela Inicial
posicao(0x80);
Delay1KTCYx(10);
imprime_string_lcd("Mobile Health");
posicao(0xc0);
Delay1KTCYx(10);
imprime_string_lcd("UFABC");
SetChanADC(ADC_CH1);
// canal1
Delay10TCYx(5);
red=1;
pwm1=0;
ir=1;
pwm2=0;
leitura=0, ciclo=0;
//************* inicialização modem *******************
controle_serial=1; // habilita envio de comandos para o MODEM
putsUSART (cm_ini); // envia aT
while (BusyUSART());
putcUSART (0x0D); // envia enter cr (retorno do carro)
while (BusyUSART());
Delay1KTCYx(1);
putsUSART (cm_ini); // envia aT
while (BusyUSART());
putcUSART (0x0D); // envia enter cr (retorno do carro)
while (BusyUSART());
Delay1KTCYx(1);
putsUSART (cm_texto); // envia at+cmgf=1 - formato texto
while (BusyUSART());
putcUSART (0x0D); // envia enter cr (retorno do carro)
while (BusyUSART());
Delay10KTCYx(100);
while(1)
{
if(b1)// oximetro
{
INTCONbits.GIEH=1; // habilita int de alta prioridade
TMR0H=255;
TMR0L=10;
inicia_pressao=0;
inicia_oxi=1;
limpa();
posicao(0x80);
Delay1KTCYx(1);
imprime_string_lcd("Aguarde !");
INTCONbits.GIEH=1;
SetChanADC(ADC_CH1); // habilita canal ch1 AD
122
controle_serial=0; // habilita envio para IHM
putcUSART ('a'); // envia comando para IHM - ligar módulo oximetria
while (BusyUSART());
}
if (inicia_oxi)
oximetro();
if(b2) // módulo de pressão arterial
{
minima=0, maxima=0, auxiliar=0;
flag_p=0, flag_p2=0, flag_p3=0, flag_p4=0;
flag_p5=1; // habilita visualização no LCD inicial
bomba=1;
valvula=1;
inicia_pressao=1;
inicia_oxi=0;
controle_serial=0; // habilita envio para IHM
putcUSART ('c'); // envia comando para IHM - ligar módulo PA
while (BusyUSART());
}
if (inicia_pressao)
pressao_arterial();
if(b0) // botão desliga
{
inicia_pressao=0;
inicia_oxi=0;
//******************* desliga pressao
bomba=0;
valvula=0;
flag_p=0;
flag_p2=0;
flag_p3=0;
flag_p4=0;
// *****************desliga oximetro***************
inicia_oxi=0;
red=1;
pwm1=0;
ir=1;
pwm2=0;
INTCONbits.GIEH=0;
limpa();
posicao(0x85);
Delay1KTCYx(1);
imprime_string_lcd("Desligado");
controle_serial=0; // habilita envio para IHM
putcUSART ('b'); // envia comando para IHM - desligar os módulos
while (BusyUSART());
}
//*********************************** envia ao modem ************
if(b3)
{
putsUSART (cm_sms);
// envia comando sms
while (BusyUSART());
putcUSART (0x0D); // envia enter cr (retorno do carro)
Delay1KTCYx(10);
fprintf(stdout,"SAO2 = %d, Diastolica= %d,Sistolica=%d",sao2_usart, minima,maxima);
while (BusyUSART());
putcUSART (0x1A);
// ctrl - z
123
while (BusyUSART());
}
}}
C2.3 Código de Processamento Módulo Gráfico
#include <16f877a.h>
#include <HDM64GS12.c>
#include <graphics.c>
#include <math.h>
#include <stdio.h>
#include <stdlib.h>
#fuses xt,nowdt,noprotect,put,brownout,nolvp,nocpd,nowrt
#use delay(clock=4000000)
#use rs232(baud=9600,parity=N,xmit=PIN_C6,rcv=PIN_C7, BITS=8)
#use fast_io(a)
#use fast_io(b)
#use fast_io(c)
#use fast_io(d)
#use fast_io(e)
#byte
#byte
#byte
#byte
#byte
#bit
#bit
porta = 0x05
portb = 0x06
portc = 0x07
portd = 0x08
porte = 0x09
led = porta.0
led2 = portc.2
// configuração das portas
// variáveis
int comando=0, maxima=0, minima=0;
int8 spo=0, pressao=0;
int1 controle=0, flag_a=0, flag_b=0, flag_c=0, flag_pressao=0,controle2=0;
char texto5[4]= "99%"; //valor da oximetria
char texto10[4];
// pressao diastolica
char texto11[4];
// pressao sistolica
// interrupção serial
#int_rda
void recebe()
{
if(controle == 0)
{
comando = getchar();
// recepção oximetro
if (comando=='a')
controle = 1;
}
if (controle ==1)
spo = getchar();
}
// Tela inicial
void tela_inicial()
{
char introducao1[]="UFABC Eng Informacao",introducao2[]="Mobile Health";
char selecao1[]="b1 Oximetro", selecao2[]="b2 Pressao Arterial", selecao3[]="b3 SMS";
glcd_text57(0,0,introducao1,1,on); // UFABC Eng Informacao
glcd_text57(5,30,introducao2,1,on); // Mobile Health
124
glcd_bar(0, 10,124 , 10, 1, on);
delay_ms(4000);
glcd_fillScreen(OFF);
glcd_rect(0, 0, 127, 63, NO, ON); // retangulo externo
glcd_text57(5,5,selecao1,1,on);
glcd_text57(5,20,selecao2,1,on);
glcd_text57(5,35,selecao3,1,on);
}
void tela_pressao()
{
char texto2[]= "Pressao Arterial";
char texto6[]= "Sistolica";
char texto7[]= "Diastolica";
char texto8[4];
// pressao real time
char texto9[]= "mmHg";
set_adc_channel(1);
glcd_fillScreen(OFF);
glcd_text57(2,10,texto2,1,on);
glcd_rect(0, 0, 127, 63, NO, ON); // borda
glcd_text57(0,35,texto6,1,on);
// texto diastolica
glcd_text57(90,35,texto9,1,on);
glcd_text57(0,50,texto7,1,on);
glcd_text57(90,50,texto9,1,on);
pressao = read_adc();
pressao= (4*pressao)/10;
sprintf (texto8,"%3d",pressao);
glcd_text57(70,20,texto8,1,on);
// pressao real time
delay_ms(200);
sprintf (texto10,"%3u",minima);
glcd_text57(70,35,texto10,1,on);
delay_ms(200);
// pressao diastolica
sprintf (texto11,"%3u",maxima);
glcd_text57(70,50,texto11,1,on);
delay_ms(200);
// pressao sistolica
glcd_fillScreen(OFF);
#ifdef FAST_GLCD
glcd_update();
#else
delay_ms(100);
#endif
}
void tela_oximetro()
{
int i=0, sensor=0, sensor2=0;
char texto1[] = "Oximetro";
char texto4[]= "SaO2"; // texto
controle=1;
set_adc_channel(0);
glcd_fillScreen(OFF);
delay_ms(200);
glcd_text57(2,10,texto1,1,on);
delay_ms(200);
glcd_rect(0, 0, 127, 63, NO, ON); // borda
glcd_rect(99, 0, 127, 63, NO, ON); // retangulo interno 1
glcd_rect(99, 0, 127, 32, NO, ON); // retangulo interno 2
125
glcd_text57(101,40 , texto5, 1, ON);//valor oximetria
glcd_text57(101,50 , texto4, 1, ON);//texto spo2
if( spo > 70 ){
sprintf(texto5,"%3u",spo);
}
// imagem coração
glcd_line(120,3,120,3, ON);
glcd_line(121,3,121,3, ON);
glcd_line(123,3,123,3, ON);
glcd_line(124,3,124,3, ON);
glcd_line(119,4,119,4, ON);
glcd_line(120,4,120,4, ON);
glcd_line(121,4,121,4, ON);
glcd_line(122,4,122,4, ON);
glcd_line(123,4,123,4, ON);
glcd_line(124,4,124,4, ON);
glcd_line(125,4,125,4, ON);
glcd_line(119,5,119,5, ON);
glcd_line(120,5,120,5, ON);
glcd_line(121,5,121,5, ON);
glcd_line(122,5,122,5, ON);
glcd_line(123,5,123,5, ON);
glcd_line(124,5,124,5, ON);
glcd_line(125,5,125,5, ON);
glcd_line(120,6,120,6, ON);
glcd_line(121,6,121,6, ON);
glcd_line(122,6,122,6, ON);
glcd_line(123,6,123,6, ON);
glcd_line(124,6,124,6, ON);
glcd_line(121,7,121,7, ON);
glcd_line(122,7,122,7, ON);
glcd_line(123,7,123,7, ON);
glcd_line(122,8,122,8, ON);
// gráfico
for (i=0;i<100;i++)
{
sensor = read_adc(); // sensor de 0 a 255
sensor = sensor/8;
// sensor de 0 a 63
glcd_line((i) ,sensor*(-1), (i),sensor2*(-1), ON);
delay_ms(40);
sensor2=sensor;
}
glcd_fillScreen(OFF);
#ifdef FAST_GLCD
glcd_update();
#else
delay_ms(100);
#endif
}
void main()
{
set_tris_a(0b00000011);
set_tris_b(0b00000000);
set_tris_c(0b11111111);
set_tris_d(0b00000000);
set_tris_e(0b00000000);
porta=0x00;
portb=0x00;
portc=0x00;
// configuração dos pinos de I/O
// limpa porta
// limpa portb
// limpa portc
126
portd=0x00;
porte=0x00;
flag_a=0;
flag_b=0;
flag_c=0;
comando=0;
controle=0;
controle2=0;
// limpa portd
// limpa porte
setup_adc_ports(ALL_ANALOG);
setup_adc(adc_clock_div_32);
enable_interrupts(int_rda);
enable_interrupts(GLOBAL);
glcd_init(ON);
delay_ms(2000);
tela_inicial();
//Inicia LCD
//tempo estimado para inicialização completa
while (1)
//loop principal
{
// **************** controle dos dados serial *****************
if (comando== 'b')
{
flag_a=0;
flag_c=0;
flag_pressao=0;
controle=0;
controle2=0;
}
if (comando== 'a')
{
flag_a=1;
flag_b=0;
flag_c=0;
}
if (comando== 'c')
{
flag_a=0;
flag_b=0;
flag_c=1;
}
// Comandos do botão desliga
if ((comando=='b')&&(flag_b==0))
{
glcd_fillScreen(OFF);
tela_inicial();
flag_b=1;
}
if (flag_c)
tela_pressao();
if (flag_a)
tela_oximetro();
}
}